(57)【要約】本発明は、ａ）第１のポリマーネットワークおよび第２のポリマーネットワークを含むヒドロゲルであり、第１のポリマーネットワークは共有結合性の架橋を含み、第２のポリマーネットワークはイオン性の架橋を含む、ヒドロゲル；ｂ）高密度一級アミンポリマー；およびｃ）カップリング剤を含む、生体適合性接着剤システムを目的とする。本発明は、生体適合性接着剤システムを調製する方法および使用する方法も提供する。本発明は、濡れた動的環境においてさえも生物学的表面（例えば、組織またはデバイス）に接着することが可能である生体適合性接着剤の発見に少なくとも一部基づく。したがって、本発明は、生物学的表面（例えば、組織またはデバイス）に生体適合性接着剤を接着するための方法およびシステムを提供する。
2019509138.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ａ）第１のポリマーネットワークおよび第２のポリマーネットワークを含むヒドロゲルであり、前記第１のポリマーネットワークは共有結合性の架橋を含み、前記第２のポリマーネットワークはイオン性の架橋を含む、ヒドロゲル；
ｂ）高密度一級アミンポリマー；および
ｃ）カップリング剤
を含む、生体適合性接着剤システム。
【請求項２】
前記第１のポリマーネットワークが、ポリアクリルアミド、ポリ（ヒドロキシエチルメタクリレート）（ＰＨＥＭＡ）、ポリ（ビニルアルコール）（ＰＶＡ）、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、ポリホスファゼン、コラーゲン、ゼラチン、ポリ（アクリレート）、ポリ（メタクリレート）、ポリ（メタクリルアミド）、ポリ（アクリル酸）、ポリ（Ｎ−イソプロピルアクリルアミド）（ＰＮＩＰＡＭ）、ポリ（Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド（ｄｉｍｅｎｔｙｌａｃｒｙｌａｍｉｄｅ））、ポリ（アリルアミン）およびそれらのコポリマーからなる群から選択される、請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記第１のポリマーネットワークが、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）である、請求項２に記載のシステム。
【請求項４】
前記第２のポリマーネットワークが、アルギネート、ペクテート、カルボキシメチルセルロース、酸化カルボキシメチルセルロース、ヒアルノナート、キトサン、κ−カラゲナン、ι−カラゲナンおよびλ−カラゲナンからなる群から選択され、前記アルギネート、カルボキシメチルセルロース、ヒアルノナート、キトサン、κ−カラゲナン、ι−カラゲナンおよびλ−カラゲナンの各々が任意選択で酸化され、前記アルギネート、カルボキシメチルセルロース、ヒアルノナート、キトサン、κ−カラゲナン、ι−カラゲナンおよびλ−カラゲナンが、メタクリレート、アクリレート、アクリルアミド、メタクリルアミド、チオール、ヒドラジン、テトラジン、ノルボルネン、トランスシクロオクテンおよびシクロオクチンからなる群から選択される１つまたは複数の基を任意選択で含む、請求項１から３のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項５】
前記第２のポリマーネットワークがアルギネートを含む、請求項４に記載のシステム。
【請求項６】
前記アルギネートが高分子量アルギネートおよび低分子量アルギネートの混合物で構成される、請求項５に記載のシステム。
【請求項７】
前記高分子量アルギネート対前記低分子量アルギネートの比が約５：１〜約１：５である、請求項６に記載のシステム。
【請求項８】
前記第１のポリマーネットワークおよび前記第２のポリマーネットワークが共有結合している、請求項１から７のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項９】
前記ヒドロゲルが約３０％〜約９８％の水を含む、請求項１から８のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項１０】
前記ヒドロゲルがパッチの形態で作製される、請求項１から９のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項１１】
前記高密度一級アミンポリマーが、モノマー単位当たり少なくとも１つの一級アミンを含む、請求項１から１０のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項１２】
前記高密度一級アミンポリマーが、キトサン、ゼラチン、コラーゲン、ポリアリルアミン、ポリリシンおよびポリエチレンイミンからなる群から選択される、請求項１から１１のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項１３】
前記カップリング剤が第１のカルボキシル活性化剤を含む、請求項１から１２のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項１４】
前記第１のカルボキシル活性化剤がカルボジイミドである、請求項１３に記載のシステム。
【請求項１５】
前記カルボジイミドが、１−エチル−３−（３−ジメチルアミノプロピル）カルボジイミド（ＥＤＣ、ＥＤＡＣまたはＥＤＣＩ）、ジシクロヘキシルカルボジイミド（ＤＣＣ）およびジイソプロピルカルボジイミド（ＤＩＣ）からなる群から選択される、請求項１４に記載のシステム。
【請求項１６】
前記カップリング剤が第２のカルボキシル活性化剤をさらに含む、請求項１から１５のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項１７】
前記第２のカルボキシル活性化剤が、Ｎ−ヒドロキシスクシンイミド（ＮＨＳ）、Ｎ−ヒドロキシスルホスクシンイミド（スルホ−ＮＨＳ）、ヒドロキシベンゾトリアゾール（ＨＯＢｔ）、ジメチルアミノピリジン（ＤＭＡＰ）、ヒドロキシ−３，４−ジヒドロ−４−オキソ−１，２，３−ベンゾトリアジン（ＨＯＯＢｔ／ＨＯＤｈｂｔ）、１−ヒドロキシ−７−アザ−１Ｈ−ベンゾトリアゾール（ＨＯＡｔ）、エチル２−シアノ−２−（ヒドロキシイミノ）アセテート、ベンゾトリアゾール−１−イルオキシ−トリス（ジメチルアミノ）−ホスホニウムヘキサフルオロホスフェート（ＢＯＰ）、ベンゾトリアゾール−１−イルオキシ−トリピロリジノ−ホスホニウムヘキサフルオロホスフェート、７−アザ−ベンゾトリアゾール−１−イルオキシ−トリピロリジノホスホニウムヘキサフルオロホスフェート）、エチルシアノ（ヒドロキシイミノ）アセタト−Ｏ２）−トリ−（１−ピロリジニル）−ホスホニウムヘキサフルオロホスフェート、３−（ジエトキシ−ホスホリルオキシ）−１，２，３−ベンゾ［ｄ］トリアジン−４（３Ｈ）−オン、２−（１Ｈ−ベンゾトリアゾール−１−イル）−Ｎ，Ｎ，Ｎ’，Ｎ’−テトラメチルアミニウムテトラフルオロボレート／ヘキサフルオロホスフェート、２−（６−クロロ−１Ｈ−ベンゾトリアゾール−１−イル）−Ｎ，Ｎ，Ｎ’，Ｎ’−テトラメチルアミニウムヘキサフルオロホスフェート）、Ｎ−［（５−クロロ−１Ｈ−ベンゾトリアゾール−１−イル）−ジメチルアミノ−モルホリノ］−ウロニウムヘキサフルオロホスフェートＮ−オキシド、２−（７−アザ−１Ｈ−ベンゾトリアゾール−１−イル）−Ｎ，Ｎ，Ｎ’，Ｎ’−テトラメチルアミニウムヘキサフルオロホスフェート、１−［１−（シアノ−２−エトキシ−２−オキソエチリデンアミノオキシ）−ジメチルアミノ−モルホリノ］−ウロニウムヘキサフルオロホスフェート、２−（１−オキシ−ピリジン−２−イル）−１，１，３，３−テトラメチルイソチオウロニウムテトラフルオロボレート、テトラメチルフルオロホルムアミジニウムヘキサフルオロホスフェート、Ｎ−エトキシカルボニル−２−エトキシ−１，２−ジヒドロキノリン、２−プロパンホスホン酸無水物、４−（４，６−ジメトキシ−１，３，５−トリアジン−２−イル）−４−メチルモルホリニウム塩、（ビス−トリクロロメチルカーボネート、１，１’−カルボニルジイミダゾールである、請求項１６に記載のシステム。
【請求項１８】
前記高密度一級アミンポリマーおよび前記カップリング剤が別々にパッケージされる、請求項１から１７のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項１９】
前記高密度一級アミンポリマーが溶液中にあり、前記カップリング剤が固体形態である、請求項１から１８のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項２０】
前記カップリング剤が高密度一級アミンポリマー溶液に加えられる、請求項１から１９のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項２１】
溶液中の前記高密度一級アミンポリマーの濃度が約０．１％〜約５０％である、請求項１から２０のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項２２】
前記カップリング剤が、少なくとも第１のカルボキシル活性化剤、および任意選択で第２のカルボキシル活性化剤を含み、溶液中の前記第１のカルボキシル活性化剤の濃度が約３ｍｇ／ｍＬ〜約５０ｍｇ／ｍＬである、請求項１から２１のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項２３】
前記高密度一級アミンポリマーが溶液中にあり、前記カップリング剤が高密度一級アミンポリマー溶液に加えられ、前記溶液が前記ヒドロゲルに付与される、請求項１から２２のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項２４】
第１の治療的活性薬剤をさらに含む、請求項１から２３のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項２５】
前記第１の治療的活性薬剤が、前記ヒドロゲルに封入されるかまたはその表面に付着している、請求項２４に記載のシステム。
【請求項２６】
前記第１の治療的活性薬剤が、前記高密度一級アミンポリマーに封入されるかまたはその表面に付着している、請求項１から２５のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項２７】
第２の治療的活性薬剤をさらに含む、請求項１から２６のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項２８】
前記第２の治療的活性薬剤が、前記ヒドロゲルに封入されるかまたはその表面に付着している、請求項１から２７のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項２９】
前記第２の治療的活性薬剤が、前記高密度一級アミンポリマーに封入されるかまたはその表面に付着している、請求項１から２７のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項３０】
前記第１および第２の治療的活性薬剤が、独立して、小分子、生物製剤、ナノ粒子および細胞からなる群から選択される、請求項２４から２９のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項３１】
前記生物製剤が、増殖因子、抗体、ワクチン、サイトカイン、ケモカイン、ホルモン、タンパク質および核酸からなる群から選択される、請求項３０に記載のシステム。
【請求項３２】
デバイスが前記ヒドロゲルに封入され、前記高密度一級アミンポリマーおよびカップリング剤が前記デバイスを封入する前記ヒドロゲルの外面に付与される、請求項１から３１のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項３３】
前記デバイスが、除細動器、ペースメーカー、ステント、カテーテル、組織インプラント、ネジ、ピン、プレート、棒、人工関節、空気圧アクチュエータ、センサー、エラストマーをベースにしたデバイス、およびヒドロゲルをベースにしたデバイスからなる群から選択される医療デバイスである、請求項３２に記載のシステム。
【請求項３４】
約１００Ｊ／ｍ２から５０００Ｊ／ｍ２の界面強靭性を特徴とする、請求項１から３３のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項３５】
透明である、請求項１から３４のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項３６】
濡れているか、動的であるか、または濡れておりかつ動的である表面への付与に適する、請求項１から３５のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項３７】
対象への注射に適する、請求項１から３６のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項３８】
ａ）第１のポリマーネットワークおよび第２のポリマーネットワークを含むヒドロゲルであり、前記第１のポリマーネットワークは共有結合性の架橋を含み、前記第２のポリマーネットワークはイオン性の架橋を含み、前記第１のネットワークは、ポリアクリルアミド、ポリ（ビニルアルコール）（ＰＶＡ）、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）およびポリホスファゼンからなる群から選択されるポリマーを含み、前記第２のネットワークはアルギネートポリマーを含む、ヒドロゲル；
ｂ）キトサン、ゼラチン、コラーゲン、ポリアリルアミン、ポリリシンおよびポリエチルアミンからなる群から選択される高密度一級アミンポリマー；ならびに
ｃ）１−エチル−３−（３−ジメチルアミノプロピル）カルボジイミド（ＥＤＣ、ＥＤＡＣまたはＥＤＣＩ）および任意選択でＮ−ヒドロキシスクシンイミド（ＮＨＳ）を含むカップリング剤
を含む、生体適合性接着剤システム。
【請求項３９】
ヒドロゲルを表面に接着する方法であって、
ａ）高密度一級アミンポリマーおよびカップリング剤を含む溶液を前記ヒドロゲルに付与するステップ；ならびに
ｂ）前記ヒドロゲルを表面に置くステップ
を含み；
前記ヒドロゲルは第１のポリマーネットワークおよび第２のポリマーネットワークを含み、前記第１のポリマーネットワークは共有結合性の架橋を含み、前記第２のポリマーネットワークはイオン性の架橋を含む、方法。
【請求項４０】
前記表面が組織である、請求項３９に記載の方法。
【請求項４１】
前記組織が、心臓組織、皮膚組織、血管組織、腸組織、肝臓、腎臓、膵臓、肺、気管、目、軟骨組織および腱組織からなる群から選択される、請求項４０に記載の方法。
【請求項４２】
前記表面が医療デバイスである、請求項３９に記載の方法。
【請求項４３】
前記ヒドロゲルが前記医療デバイスを封入している、請求項４２に記載の方法。
【請求項４４】
前記デバイスが、除細動器、ペースメーカー、ステント、カテーテル、組織インプラント、ネジ、ピン、プレート、棒、人工関節、空気圧アクチュエータ、センサー、エラストマーをベースにしたデバイス、およびヒドロゲルをベースにしたデバイスからなる群から選択される医療デバイスである、請求項４３に記載の方法。
【請求項４５】
前記ヒドロゲルが創傷を閉じるために表面に接着される、請求項３９に記載の方法。
【請求項４６】
前記ヒドロゲルが心臓の欠損を修復するために表面に接着される、請求項３９に記載の方法。
【請求項４７】
治療的活性薬剤を対象に送達する方法であって、
ａ）高密度一級アミンポリマーおよびカップリング剤を含む溶液をヒドロゲルに付与するステップ；ならびに
ｂ）前記ヒドロゲルを表面に置くステップ
を含み；
前記ヒドロゲルは第１のポリマーネットワークおよび第２のポリマーネットワークを含み、前記第１のポリマーネットワークは共有結合性の架橋を含み、前記第２のポリマーネットワークはイオン性の架橋を含み、少なくとも１つの治療的活性薬剤が前記ヒドロゲルおよび／または高密度一級アミンポリマーに封入されるかまたはその表面に付着しており、それによって治療的活性薬剤を前記対象に送達する、方法。
【請求項４８】
ａ）第１のポリマーネットワークおよび第２のポリマーネットワークを含むヒドロゲルであり、前記第１のポリマーネットワークは共有結合性の架橋を含み、前記第２のポリマーネットワークはイオン性の架橋を含む、ヒドロゲル；ｂ）高密度一級アミンポリマー；およびｃ）カップリング剤を含み、ここで、前記高密度一級アミンポリマーおよび前記カップリング剤は前記ヒドロゲルの１つの面に付与されている、生体適合性接着剤システム。
【請求項４９】
予め形成されたパッチの形態である、請求項１から３８および４８のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項５０】
注射可能な溶液の形である、請求項１から３８および４８のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項５１】
前記第１のポリマーネットワークが２つの反応性部分で修飾され、前記反応性部分が、各々独立して、メタクリレート、アクリレート、アクリルアミド、メタクリルアミド、チオール、ヒドラジン、テトラジン、ノルボルネン、トランスシクロオクテンおよびシクロオクチンからなる群から選択される、請求項１から３８および４８のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項５２】
前記第２のポリマーネットワークがアルギネートである、請求項５１に記載のシステム。
【請求項５３】
前記第１のポリマーネットワークが、ノルボルネンで修飾されたポリエチレングリコール（ＰＥＧ）およびテトラジンで修飾されたポリエチレングリコール（ＰＥＧ）である、請求項５１または５２に記載のシステム。
【請求項５４】
前記２つの反応性部分がＣａ２＋の存在下で反応する、請求項５１から５３のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項５５】
前記２つの反応性部分が紫外線の存在下で反応する、請求項５１から５３のいずれか一項に記載のシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
関連出願への相互参照
本出願は、２０１６年６月３０日に出願された米国仮出願番号第６２／３５６，９３９号；および２０１６年３月２２日に出願された米国仮出願番号第６２／３１１，６４６号に基づく優先権を主張している。これら仮出願の各々の全体の内容は、参考として援用される。
【０００２】
政府援助
本発明は、国立衛生研究所によって与えられたＲ０１ＤＥ０１３０３３３の下の政府援助でなされた。政府は、本発明におけるある特定の権利を有する。
【背景技術】
【０００３】
発明の背景
組織接着剤は、最小侵襲性の手術の後に使用することができる。しかし、現在の組織接着剤のアレイは、クリニックにおける必要条件を満たさない。例えば、シアノアクリレートのような現在の臨床で利用可能な組織接着剤は、有毒であるか、または血液で濡れた表面で接着性が不十分であり、そのためｉｎ  ｖｉｖｏ動的環境の下でそれらは容易に脱離する。組織接着の形成は、液体（例えば、血液）への曝露および組織の動的運動のために、ｉｎ  ｖｉｖｏ条件下でしばしば複雑である。理想的な組織接着剤は、（１）血液とは無関係に濡れた生体組織に強く付着すること；（２）有意な機械的負荷に不具合なく耐えること；（３）望ましくない接着を防止するために選択的に接着すること；（４）生体適合性で無毒で分解速度が調整可能であることが必要である。
【０００４】
したがって、所望の表面、特に生物組織の濡れた表面への強力な接着を示し、有意な機械的ストレスおよび歪みに耐えることができ、生体適合性である、組織接着剤への満たされていない必要性が今もなおある。
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【０００５】
発明の要旨
本発明は、生物学的表面（例えば、組織またはデバイス）に接着して、濡れた動的環境においてさえも所定の位置に留まることが可能である、ある特定の新規生体適合性接着剤（すなわち、生体適合性接着剤システム）の発見に少なくとも一部基づく。特に、驚くべきことに、本発明者らは、本明細書に開示される無毒の生体適合性接着剤が、濡れたおよび／または動的な環境においてさえも、標的表面（例えば、組織またはデバイス）への強力で選択的な接着を示すことを発見した。さらに、本明細書に開示される生体適合性の接着剤は、有意な機械的負荷に不具合なく耐えることができ、接着剤の大きな変形を可能にするエラストメリック界面を有する。さらに、生体適合性の接着剤は調整可能な分解特性を有し、材料の分解が自然に起こることを可能にする。本発明に開示される生体適合性の接着剤は、生物学的組織のような濡れた表面で、全ての既存の接着剤より極めて高い接着エネルギー（＞１０００Ｊ／ｍ２）をもたらす。接着は血液曝露に関係なしに速く（数分以内）、ｉｎ  ｖｉｖｏの動的運動（例えば、拍動する心臓）に適合する。生体適合性の接着剤は、標的表面においてｉｎ  ｓｉｔｕで硬化することができる（例えば、縫合なしの接着剤を提供する外科的糊として働くことができる）、予め形成されたパッチまたは注射可能な溶液の形態であってよい。
【０００６】
したがって、一態様において、本発明は、ａ）第１のポリマーネットワークおよび第２のポリマーネットワークを含むヒドロゲルであり、第１のポリマーネットワークは共有結合性の架橋を含み、第２のポリマーネットワークはイオン性の架橋を含む、ヒドロゲル；ｂ）高密度一級アミンポリマー；およびｃ）カップリング剤を含む、生体適合性接着剤システムを提供する。３つの構成成分による相乗作用は、丈夫なバルクマトリックスと極めて接着性の表面を合わせ持つ、生体適合性の接着剤をもたらす。
【０００７】
一部の実施形態では、本発明は、ａ）第１のポリマーネットワークおよび第２のポリマーネットワークを含むヒドロゲルであり、第１のポリマーネットワークは共有結合性の架橋を含み、第２のポリマーネットワークはイオン性の架橋を含む、ヒドロゲル；ｂ）高密度一級アミンポリマー；およびｃ）カップリング剤を含み、ここで、高密度一級アミンポリマーおよびカップリング剤はヒドロゲルの１つの面に付与されている、生体適合性接着剤システムを提供する。
【０００８】
一部の実施形態では、第１のポリマーネットワークは、ポリアクリルアミド、ポリ（ビニルアルコール）（ＰＶＡ）、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、ポリホスファゼン、コラーゲン、ゼラチン、ポリ（アクリレート）、ポリ（メタクリレート）、ポリ（メタクリルアミド）、ポリ（アクリル酸）、ポリ（Ｎ−イソプロピルアクリルアミド）、ポリ（Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド（ｄｉｍｅｎｔｙｌａｃｒｙｌａｍｉｄｅ））、ポリ（アリルアミン）およびそれらのコポリマーからなる群から選択される。特定の実施形態では、第１のポリマーネットワークはポリエチレングリコール（ＰＥＧ）である。
【０００９】
一部の実施形態では、第１のポリマーネットワークは、ポリアクリルアミド、ポリ（ヒドロキシエチルメタクリレート）（ＰＨＥＭＡ）、ポリ（ビニルアルコール）（ＰＶＡ）、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、ポリホスファゼン、コラーゲン、ゼラチン、ポリ（アクリレート）、ポリ（メタクリレート）、ポリ（メタクリルアミド）、ポリ（アクリル酸）、ポリ（Ｎ−イソプロピルアクリルアミド）（ＰＮＩＰＡＭ）、ポリ（Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド（ｄｉｍｅｎｔｙｌａｃｒｙｌａｍｉｄｅ））、ポリ（アリルアミン）およびそれらのコポリマーからなる群から選択される。特定の実施形態では、第１のポリマーネットワークはポリエチレングリコール（ＰＥＧ）であり、それは、フリーラジカル重合、クリック化学等を通して共有結合により架橋されたポリマーネットワークを形成することができる。
【００１０】
一部の実施形態では、第２のポリマーネットワークは、アルギネート、ペクテート、カルボキシメチルセルロース、酸化カルボキシメチルセルロース、ヒアルノナート、キトサン、κ−カラゲナン、ι−カラゲナンおよびλ−カラゲナンからなる群から選択され、アルギネート、カルボキシメチルセルロース、ヒアルノナート、キトサン、κ−カラゲナン、ι−カラゲナンおよびλ−カラゲナンの各々は任意選択で酸化され、アルギネート、カルボキシメチルセルロース、ヒアルノナート、キトサン、κ−カラゲナン、ι−カラゲナンおよびλ−カラゲナンが、メタクリレート、アクリレート、アクリルアミド、メタクリルアミド、チオール、ヒドラジン、テトラジン、ノルボルネン、トランスシクロオクテンおよびシクロオクチンからなる群から選択される１つまたは複数の基を任意選択で含む。特定の実施形態では、第２のポリマーネットワークは、アルギネートを含む。一部の実施形態では、アルギネートは高分子量アルギネートおよび低分子量アルギネートの混合物で構成される。ある特定の実施形態では、高分子量アルギネート対低分子量アルギネートの比は約５：１〜約１：５である。
【００１１】
一部の実施形態では、第１のポリマーネットワークおよび前記第２のポリマーネットワークは共有結合している。
【００１２】
一部の実施形態では、ヒドロゲルは約３０％〜約９８％の水を含む。
【００１３】
一部の実施形態では、ヒドロゲルはパッチの形態で作製される。
【００１４】
一部の実施形態では、高密度一級アミンポリマーは、モノマー単位当たり少なくとも１つの一級アミンを含む。ある特定の実施形態では、高密度一級アミンポリマーは、キトサン、ゼラチン、コラーゲン、ポリアリルアミン、ポリリシンおよびポリエチレンイミンからなる群から選択される。
【００１５】
一部の実施形態では、カップリング剤は第１のカルボキシル活性化剤を含む。ある特定の実施形態では、第１のカルボキシル活性化剤はカルボジイミドである。特定の実施形態では、カルボジイミドは、１−エチル−３−（３−ジメチルアミノプロピル）カルボジイミド（ＥＤＣ、ＥＤＡＣまたはＥＤＣＩ）、ジシクロヘキシルカルボジイミド（ＤＣＣ）およびジイソプロピルカルボジイミド（ＤＩＣ）からなる群から選択される。一部の実施形態では、カップリング剤は第２のカルボキシル活性化剤をさらに含む。一部の実施形態では、第２のカルボキシル活性化剤は、Ｎ−ヒドロキシスクシンイミド（ＮＨＳ）、Ｎ−ヒドロキシスルホスクシンイミド（スルホ−ＮＨＳ）、ヒドロキシベンゾトリアゾール（ＨＯＢｔ）、ジメチルアミノピリジン（ＤＭＡＰ）、ヒドロキシ−３，４−ジヒドロ−４−オキソ−１，２，３−ベンゾトリアジン（ＨＯＯＢｔ／ＨＯＤｈｂｔ）、１−ヒドロキシ−７−アザ−１Ｈ−ベンゾトリアゾール（ＨＯＡｔ）、エチル２−シアノ−２−（ヒドロキシイミノ）アセテート、ベンゾトリアゾール−１−イルオキシ−トリス（ジメチルアミノ）−ホスホニウムヘキサフルオロホスフェート（ＢＯＰ）、ベンゾトリアゾール−１−イルオキシ−トリピロリジノ−ホスホニウムヘキサフルオロホスフェート、７−アザ−ベンゾトリアゾール−１−イルオキシ−トリピロリジノホスホニウムヘキサフルオロホスフェート）、エチルシアノ（ヒドロキシイミノ）アセタト−Ｏ２）−トリ−（１−ピロリジニル）−ホスホニウムヘキサフルオロホスフェート、３−（ジエトキシ−ホスホリルオキシ）−１，２，３−ベンゾ［ｄ］トリアジン−４（３Ｈ）−オン、２−（１Ｈ−ベンゾトリアゾール−１−イル）−Ｎ，Ｎ，Ｎ’，Ｎ’−テトラメチルアミニウムテトラフルオロボレート／ヘキサフルオロホスフェート、２−（６−クロロ−１Ｈ−ベンゾトリアゾール−１−イル）−Ｎ，Ｎ，Ｎ’，Ｎ’−テトラメチルアミニウムヘキサフルオロホスフェート）、Ｎ−［（５−クロロ−１Ｈ−ベンゾトリアゾール−１−イル）−ジメチルアミノ−モルホリノ］−ウロニウムヘキサフルオロホスフェートＮ−オキシド、２−（７−アザ−１Ｈ−ベンゾトリアゾール−１−イル）−Ｎ，Ｎ，Ｎ’，Ｎ’−テトラメチルアミニウムヘキサフルオロホスフェート、１−［１−（シアノ−２−エトキシ−２−オキソエチリデンアミノオキシ）−ジメチルアミノ−モルホリノ］−ウロニウムヘキサフルオロホスフェート、２−（１−オキシ−ピリジン−２−イル）−１，１，３，３−テトラメチルイソチオウロニウムテトラフルオロボレート、テトラメチルフルオロホルムアミジニウムヘキサフルオロホスフェート、Ｎ−エトキシカルボニル−２−エトキシ−１，２−ジヒドロキノリン、２−プロパンホスホン酸無水物、４−（４，６−ジメトキシ−１，３，５−トリアジン−２−イル）−４−メチルモルホリニウム塩、（ビス−トリクロロメチルカーボネート、１，１’−カルボニルジイミダゾールである。
【００１６】
一部の実施形態では、高密度一級アミンポリマーおよびカップリング剤は別々にパッケージされる。ある特定の実施形態では、高密度一級アミンポリマーは溶液中にあり、カップリング剤は固体形態である。一部の実施形態では、カップリング剤は高密度一級アミンポリマー溶液に加えられる。一部の実施形態では、溶液中の高密度一級アミンポリマーの濃度は約０．１％〜約５０％である。ある特定の実施形態では、カップリング剤は、少なくとも第１のカルボキシル活性化剤、および任意選択で第２のカルボキシル活性化剤を含み、溶液中の第１のカルボキシル活性化剤の濃度は約３ｍｇ／ｍＬ〜約５０ｍｇ／ｍＬである。一部の実施形態では、高密度一級アミンポリマーは溶液中にあり、カップリング剤は高密度一級アミンポリマー溶液に加えられ、溶液はヒドロゲルに付与される。
【００１７】
一部の実施形態では、システムは、第１の治療的活性薬剤をさらに含む。ある特定の実施形態では、第１の治療的活性薬剤は、ヒドロゲルに封入されるかまたはその表面に付着している。一部の実施形態では、第１の治療的活性薬剤は、高密度一級アミンポリマーに封入されるかまたはその表面に付着している。ある特定の実施形態では、システムは、第２の治療的活性薬剤をさらに含む。一部の実施形態では、第２の治療的活性薬剤は、ヒドロゲルに封入されるかまたはその表面に付着している。一部の実施形態では、第２の治療的活性薬剤は、高密度一級アミンポリマーに封入されるかまたはその表面に付着している。一部の実施形態では、第１および第２の治療的活性薬剤は、独立して、小分子、生物製剤、ナノ粒子および細胞からなる群から選択される。ある特定の実施形態では、生物製剤は、増殖因子、抗体、ワクチン、サイトカイン、ケモカイン、ホルモン、タンパク質および核酸からなる群から選択される。
【００１８】
一部の実施形態では、デバイスはヒドロゲルに封入され、高密度一級アミンポリマーおよびカップリング剤がデバイスを封入するヒドロゲルの外面に付与される。ある特定の実施形態では、デバイス、除細動器、ペースメーカー、ステント、カテーテル、組織インプラント、ネジ、ピン、プレート、棒、人工関節、空気圧アクチュエータ、センサー、エラストマーをベースにしたデバイス、およびヒドロゲルをベースにしたデバイスからなる群から選択される医療デバイスである。
【００１９】
一部の実施形態では、システムは、約１００Ｊ／ｍ２から５０００Ｊ／ｍ２の界面強靭性によって特徴付けられる。
【００２０】
一部の実施形態では、システムは透明である。
【００２１】
一部の実施形態では、システムは、濡れているか、動的であるか、または濡れておりかつ動的である表面への付与に適する。
【００２２】
一部の実施形態では、システムは、対象への注射のために適する。
【００２３】
一部の実施形態では、本発明は、ａ）第１のポリマーネットワークおよび第２のポリマーネットワークを含むヒドロゲルであり、第１のポリマーネットワークは共有結合性の架橋を含み、第２のポリマーネットワークはイオン性の架橋を含み、第１のネットワークは、ポリアクリルアミド、ポリ（ビニルアルコール）（ＰＶＡ）、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）およびポリホスファゼンからなる群から選択されるポリマーを含み、第２のネットワークはアルギネートポリマーを含む、ヒドロゲル；ｂ）キトサン、ゼラチン、コラーゲン、ポリアリルアミン、ポリリシンおよびポリエチルアミンからなる群から選択される高密度一級アミンポリマー；ならびにｃ）１−エチル−３−（３−ジメチルアミノプロピル）カルボジイミド（ＥＤＣ、ＥＤＡＣまたはＥＤＣＩ）および任意選択でＮ−ヒドロキシスクシンイミド（ＮＨＳ）を含むカップリング剤を含む、生体適合性接着剤システムを目的とする。
【００２４】
別の態様では、本発明は、表面（例えば、組織またはデバイス）にヒドロゲルを接着する方法であって、ａ）高密度一級アミンポリマーおよびカップリング剤を含む溶液をヒドロゲルに付与するステップ；ならびにｂ）ヒドロゲルを表面に置くステップ；を含み、ヒドロゲルは第１のポリマーネットワークおよび第２のポリマーネットワークを含み、第１のポリマーネットワークは共有結合性の架橋を含み、第２のポリマーネットワークはイオン性の架橋を含む方法を提供する。一部の実施形態では、表面は、組織である。ある特定の実施形態では、組織は、心臓組織、皮膚組織、血管組織、腸組織、肝臓、腎臓、膵臓、肺、気管、目、軟骨組織および腱組織からなる群から選択される。ある特定の実施形態では、表面は、医療デバイスである。一部の実施形態では、ヒドロゲルは医療デバイスを封入する。一部の実施形態では、医療デバイスは、除細動器、ペースメーカー、ステント、カテーテル、組織インプラント、ネジ、ピン、プレート、棒、人工関節、空気圧アクチュエータ、センサー、エラストマーをベースにしたデバイス、およびヒドロゲルをベースにしたデバイスからなる群から選択される。ある特定の実施形態では、ヒドロゲルは、創傷を閉じるために表面に接着される。一部の実施形態では、ヒドロゲルは、心臓の欠損を修復するために表面に接着される。
【００２５】
別の態様では、本発明は、治療的活性薬剤を対象に送達する方法であって、ａ）高密度一級アミンポリマーおよびカップリング剤を含む溶液をヒドロゲルに付与するステップ；ならびにｂ）ヒドロゲルを表面（例えば、組織またはデバイス）に置くステップを含み、ヒドロゲルは第１のポリマーネットワークおよび第２のポリマーネットワークを含み、第１のポリマーネットワークは共有結合性の架橋を含み、第２のポリマーネットワークはイオン性の架橋を含み、少なくとも１つの治療的活性薬剤はヒドロゲルおよび／または高密度一級アミンポリマーに封入されるかまたはその表面に付着しており、それによって治療的活性薬剤を対象に送達する、方法を提供する。
【００２６】
一部の実施形態では、第１のポリマーネットワークは、２つの反応性部分によって修飾され、反応性部分の各々は、メタクリレート、アクリレート、アクリルアミド、メタクリルアミド、チオール、ヒドラジン、テトラジン、ノルボルネン、トランスシクロオクテンおよびシクロオクチンからなる群から独立して選択される。一部の実施形態では、第２のポリマーネットワークは、アルギネートである。一部の実施形態では、第１のポリマーネットワークは、ノルボルネン（ｎｏｒｂｏｒｎｅ）で修飾されたポリエチレングリコール（ＰＥＧ）およびテトラジンで修飾されたポリエチレングリコール（ＰＥＧ）である。一部の実施形態では、２つの反応性部分は、Ｃａ２＋（例えば、ＣａＳＯ４）の存在下で反応する。一部の実施形態では、２つの反応性部分は、紫外線の存在下で反応する。
【００２７】
本発明は以下の図面および詳細な説明によって例示されるが、それらは請求項に記載される本発明の範囲を限定しない。
【００２８】
特許または出願ファイルは、色付きで作成された少なくとも１つの図面を含む。カラー図面（単数または複数）を有するこの特許または特許出願公報の写しは、請求および必要な手数料の支払いによって特許庁から提供される。
【図面の簡単な説明】
【００２９】
【図１】図１は、ＥＤＣ／ＮＨＳ（カップリング剤）の存在および不在下における高密度一級アミンポリマー（「架橋ポリマー」、キトサン）の界面強靭性を比較するチャート（上）、および、生体適合性の接着剤の界面強靭性における経時的な増加を示すチャート（下）である。エラーバーは、標準偏差を示す；サンプルサイズｎ＝４。
【００３０】
【図２】図２（Ａ）は、ハイブリッドのイオン性および共有結合性の結合（青色および黒色の線）のヒドロゲルで作製された消散性マトリックス（淡い青色の領域）からなる、本発明の例示的な生体適合性接着剤（強靭な接着剤、「ＴＡ」）、ならびに、正電荷の一級アミン（緑色の線）による高密度一級アミンポリマーを含有する接着性表面（淡緑色の領域）の概略図である。（Ｂ）および（Ｃ）は、提案された接着機構の概略図である。（Ｄ）は、バックグラウンドヒステリシスの概略図である。（Ｅ）は、ポリアリルアミン（ＰＡＡ）、キトサン、ポリエチレンイミン（ＰＥＩ）、コラーゲンおよびゼラチンを含む、５つの代表的高密度一級アミンポリマーの界面強靭性（接着エネルギー）を示すチャートである。エラーバーは、標準偏差を示す；サンプルサイズｎ＝４。
【００３１】
【図３】図３は、共有結合性架橋による第１のポリマーネットワーク（上左）、イオン性架橋による第２のポリマーネットワーク（上中央）、ならびに第１および第２のポリマーネットワークを含むＩＰＮ（上右）の概略図である；第１のポリマーネットワーク（ＰＡＡＭのみ）、第２のポリマーネットワーク（アルギネートのみ）およびＩＰＮ（ＰＡＡＭ／アルギネート）の界面強靭性が比較される（一番下）。エラーバーは、標準偏差を示す；サンプルサイズｎ＝４。
【００３２】
【図４】図４は、異なる分子量の、アルギネートをベースとしたＩＰＮの界面強靭性を比較するプロットである。エラーバーは、標準偏差を示す。
【００３３】
【図５】図５（Ａ）は、ＴＡを付与する前のブタ皮膚の上への血液の散布を示す概略図である；（Ｂ）は、接着が起こることを可能にするために圧縮される検体の概略図および写真である；（Ｃ）は、１８０°剥離試験で試料を剥離した後の、ＴＡ／皮膚界面に残っている多少の血液残留物を示す写真である；（Ｄ）は、本明細書に記載される接着剤の界面強靭性を測定するために使用された剥離試験の概略図である。
【００３４】
【図６】図６は、本発明の生体適合性の接着剤の界面強靭性のプロットである。
【００３５】
【図７】図７は、血液の存在下または不在下において測定された、本発明の生体適合性の接着剤の界面強靭性のプロットである。
【００３６】
【図８】図８は、血液の存在下または不在下において測定された、市販接着剤シアノアクリレートの界面強靭性のプロットである。
【００３７】
【図９】図９は、市販接着剤シアノアクリレートの界面強靭性を本発明の生体適合性の接着剤と比較したプロットである。エラーバーは、標準偏差を示す。
【００３８】
【図１０】図１０は、比較のためにシアノアクリレート（右）と一緒に、細胞培養培地ＤＭＥＭ（左および中央）に浸漬した、活性化薬剤（キトサンおよびＥＤＣ／スルホ−ＮＨＳ）の有る無しのＩＰＮヒドロゲルの一連の写真である。生細胞の百分率（生存率）を数量化することによって、細胞生存率を条件間で比較した。スカラーバー、１００μｍ。エラーバーは、標準偏差を示す；サンプルサイズｎ＝５。
【００３９】
【図１１】図１１は、心臓の欠損の形成および閉鎖の概略図である。
【００４０】
【図１２】図１２は、付与した本発明の生体適合性接着剤なしの（上）、および付与した本発明の生体適合性接着剤のある（中央および下）、欠損のある心臓を示す一連の写真である。
【００４１】
【図１３】図１３は、本発明の生体適合性接着剤に封入した（上）、および心臓の表面に接着した（中央および下）デバイスを示す、一連の写真である。
【００４２】
【図１４】図１４は、本発明の注射可能な生体適合性接着剤の貯蔵弾性係数（各プロットの上の線）および損失弾性係数（各プロットの下の線）のプロットである。
【００４３】
【図１５】図１５は、本発明のＵＶ活性な注射可能な生体適合性接着剤の貯蔵弾性係数（各プロットの上の線）および損失弾性係数（各プロットの下の線）のプロットである。
【００４４】
【図１６】図１６は、本発明のＵＶ活性な注射可能な生体適合性接着剤の貯蔵弾性係数のプロットである。
【００４５】
【図１７】図１７は、共焦点蛍光顕微鏡検査法を使用して、生体適合性の接着剤（「ＴＡ」、アルギネート／ＰＡＡＭ  ＩＰＮ（ヒドロゲル）／キトサン（高密度一級アミンポリマー）／ＥＤＣ／ＮＨＳ（カップリング剤）と基質、皮膚（中央）またはＰＡＡＭヒドロゲル（右）のいずれかとの間の、高密度一級アミンポリマー（すなわち、キトサン）によって形成された界面架橋を示すＦＩＴＣ標識キトサンの図表示および写真；スカラーバー、５０μｍ（上）；ならびに、ナノ粒子接着剤、シアノアクリレート、イガイ類啓発接着剤および軟骨−骨関節の文献からのデータと一緒に、基質のバルク強靭性の関数としてプロットされた、ＴＡ（アルギネート／ＰＡＡＭ  ＩＰＮ（ヒドロゲル）／キトサン（高密度一級アミンポリマー）／ＥＤＣ／ＮＨＳ（カップリング薬剤）を様々な組織およびヒドロゲルに接着することからもたらされた接着エネルギーを比較したプロットである。試験されたヒドロゲルには、ＰＡＡＭのみのヒドロゲル、ポリ（ヒドロキシエチルメタクリレート）（ＰＨＥＭＡ）のみのヒドロゲル、およびアルギネート−ポリアクリルアミドＩＰＮヒドロゲルが含まれる。
【００４６】
【図１８】図１８は、生体適合性接着性とポリアクリルアミドヒドロゲル（ＰＡＡＭ）（Ａ）、およびブタの皮膚（Ｂ）の間の界面にわたる蛍光強度プロファイルを示すプロットである。（Ｃ）。共焦点蛍光画像に基づいて測定されたＴＡとＰＡＡＭヒドロゲルおよびブタの皮膚の間のＦＩＴＣ標識キトサンの相互貫入深度、エラーバーは標準偏差を示す。
【００４７】
【図１９】図１９は、齧歯動物肝臓の２つの断片を一緒に接着するために使用された生体適合性接着剤（「ＴＡ」と呼ぶ）を示す写真である。生体適合性接着剤の２つの断片を齧歯動物の肝臓を介して架橋し、インストロン試験機で次に引き伸ばした。生体適合性接着剤は肝臓に強く接着し、脱離する前にその初期の長さの１４倍まで持ちこたえた。スカラーバー、２０ｍｍ。
【００４８】
【図２０】図２０は、ラット心筋に１週間付着させたときに最小限の線維形成を示す生体適合性接着剤（「ＴＡ」と呼ぶ）（Ａ）、および、シアノアクリレート（「ＣＡ」と呼ぶ）によって誘発されるラット心筋の上の有意な線維形成（Ｂ）を示す一連の写真；スケーラーバー、１００μｍ；ならびに、組織切片に基づいて測定された炎症領域の厚さのプロット（Ｃ）、および全ての３つの実験について判定された炎症程度のプロットであり、シアノアクリレートは最も大きな程度の炎症（１＝炎症なし、２＝軽度、３＝中等度、４＝重度）を引き起こした（Ｄ）。エラーバーは、標準偏差を示す；サンプルサイズｎ＝５。
【００４９】
【図２１】図２１（Ａ）は、バルクマトリックス（消散性マトリックス）への高密度一級アミンポリマーの物理的相互貫入を示す図表示である：消散性マトリックスを含むアルギネート−ポリアクリルアミドヒドロゲルにＦＩＴＣ−キトサンを付与し、ゲルに拡散させた；（Ｂ）は、ＦＩＴＣ−キトサンの拡散を経時的に示す共焦蛍光顕微鏡検査法によって画像化された写真である；（Ｃ）は、異なるインキュベーション時間でのＦＩＴＣ−キトサンを含有する接着表面の画像である。（Ｄ）は、インキュベーション時間に伴って増加したキトサン相互貫入の深度を示すプロットである。
【００５０】
【図２２】図２２（Ａ）は、消散性マトリックス（アルギネート−ポリアクリルアミドヒドロゲル）または高密度一級アミンポリマー（キトサンプラスＥＤＣ）をＤＭＥＭ中でインキュベートしたことからもたらされた、馴化培地において２４時間培養したヒト皮膚線維芽細胞の一連の写真である。緑色の伸長形の生細胞、および赤色点状の死細胞。（Ｂ）は、生細胞の百分率（生存率）を数量化することによって、条件間の細胞生存率の比較を示すプロットである。スケールバー、１００μｍ。エラーバーは、標準偏差を示す；サンプルサイズｎ＝５。
【００５１】
【図２３】図２３（Ａ）は、５００ｎｍ直径（赤色の点）の蛍光性マイクロスフェアが、ＦＩＴＣ−キトサン相互貫入接着表面（緑色）からなる強靭な接着剤の上に拡散していること、ならびに、ＰＢＳで反復洗浄した後に、静電引力およびアミド結合の形成を通してマイクロスフェアが強靭な接着剤の上に残っていることを示す概略図である。（Ｂ）は、サンドイッチ構造の２Ｄ断面画像である：蛍光性マイクロスフェア（赤色）、ＦＩＴＣ−キトサン相互貫入接着表面（緑色）および強靭な接着剤のバルクマトリックス（上から下に）。マイクロスフェアサイズは強靭な接着剤のメッシュサイズ（およそ１０ｎｍ）より大きいので、マイクロスフェアは外部表面に残る。（Ｃ）は、強靭な接着剤に付着した蛍光性マイクロスフェアの３Ｄ構築物である。
【００５２】
【図２４】図２４は、１つの面がポリエチレンテレフタレートフィルムに結合している、強靭な接着剤およびヒドロゲルからなる検体の概略図である。試験における寸法は、表示通りである；脱離が起こる前後の検体のデジタル写真。
【００５３】
【図２５】図２５は、肝臓裂傷モデルにおける止血ドレッシングとしての生体適合性接着剤の使用の概略図である。生体適合性接着剤は、創傷形成の直後に病変部位に付与される。血液喪失は、時間の関数として測定される。生体適合性接着剤は、いかなる処置のない陰性対照と比較して、ＳＵＲＧＩＦＬＯ止血マトリックスと類似して血液喪失を劇的に低減する。
【００５４】
【図２６】図２６は、皮膚創傷管理のための包帯としての生体適合性接着剤の使用の概略図である。水分蒸散のためにそれは蒸発乾燥するが、生体適合性接着剤は皮膚に付着したままだった。
【００５５】
【図２７】図２７は、皮膚創傷管理のためのＰＮＩＰＡＭ−アルギネートマトリックスに基づく感熱型接着剤の使用の実証である。この接着剤は、創傷閉鎖を加速するために、創傷の端を一緒に効果的に引き合わせることができる。
【００５６】
【図２８】図２８は、ＰＥＧおよびアルギネートに基づく注射可能な生体適合性接着剤の使用の実証であり、それは関節軟骨ディスクの欠損を修復することができる。回復は、２０％の圧変形率のストレスレベルで評価される。
【００５７】
【図２９】図２９は、ｅｘ  ｖｉｖｏでブタの肺に付着させるための、および肺欠損を密封するための生体適合性接着剤の使用を示す。
【発明を実施するための形態】
【００５８】
発明の詳細な説明
高い接着エネルギーを達成することは、２つの効果の相乗効果を必要とする。第１に、接着剤は基質と強力な接着を形成するべきである。第２に、接着剤もしくは基質（または両方）の内部の材料は、ヒステリシスによってエネルギーを消散するべきである。生物組織のための接着剤は、さらなる必要条件、例えば、体内の血液および体液との適合性、ならびに細胞および組織との生体適合性を満たさなければならない。本発明は、それらの必要条件を満たす生体適合性接着剤（強靭な接着剤またはＴＡとも呼ぶ）を開示する。本発明は、濡れた動的環境においてさえも生物学的表面（例えば、組織またはデバイス）に接着することが可能である生体適合性接着剤の発見に少なくとも一部基づく。したがって、本発明は、生物学的表面（例えば、組織またはデバイス）に生体適合性接着剤を接着するための方法およびシステムを提供する。
【００５９】
本明細書に記載される生体適合性接着剤は、特に、創傷ドレッシング、薬物送達、組織修復および組織への生医学的デバイスの接着を含む、医学的応用において有意な利点を提供する。例えば、筋肉または心臓などの濡れた動的組織の上で使用されるヒドロゲルは、反復ストレスおよび歪みの作用を受ける。本明細書に記載されるヒドロゲルは、機械的により強健で、より耐久性であり、より高い界面強靭性を特徴とするので、それらはそのような用途のためにより適する。
【００６０】
Ｉ．定義
本発明をより容易に理解できるように、ある特定の用語を先ず定義する。さらに、パラメータの値または値の範囲が列挙されるときはいつでも、値および列挙される値の中間の範囲も本発明の一部であることが意図されていることに注意すべきである。
【００６１】
以下の記載では、説明を目的として、本発明の完全な理解を提供するために、具体的な数、材料および構成が示される。しかし、これらの具体的な詳細なしで本発明を実施することができることは、当業者に明らかになる。一部の場合には、本発明を不明瞭にしないように、周知の特徴は省略または単純化することができる。さらに、この明細書での「一実施形態」または「実施形態」などの語への言及は、その実施形態に関連して記載される特定の特徴、構造または特性が、本発明の少なくとも１つの実施形態に含まれることを意味する。明細書の様々な場所における「一実施形態では」などの語の出現は、同じ実施形態を必ずしも全て指すとは限らない。
【００６２】
冠詞「ａ」および「ａｎ」は、本明細書でその冠詞の文法上の対象物の１つまたは１つよりも多く（すなわち、少なくとも１つ）を指すために使用される。例として、「要素」は１つの要素または１つよりも多くの要素を意味する。
【００６３】
本明細書で用いるように、用語「含んでいる（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」または「含む（ｃｏｍｐｒｉｓｅｓ）」は、必須であるにせよないにせよ指定されていない要素の組入れに開放的である、組成物、方法および本発明に必須であるそのそれぞれの構成成分（単数または複数）に関して使用される。
【００６４】
用語「からなる」は、本明細書に記載される組成物、方法およびそのそれぞれの構成成分を指し、それらは、実施形態のその記載に列挙されていない、いかなる要素も排除する。
【００６５】
疾患または障害の「処置」、「予防」または「寛解」は、そのような疾患または障害の発症を遅延もしくは予防すること、そのような疾患または障害に伴う状態、例えば創傷または心臓の欠損の進行もしくは重症度を好転、緩和、改善、阻止するか、その進行、悪化または劣化を減速もしくは停止することを意味する。一実施形態では、疾患または障害の症状は、少なくとも５％、少なくとも１０％、少なくとも２０％、少なくとも３０％、少なくとも４０％または少なくとも５０％緩和される。
【００６６】
本明細書で用いるように、「対象」は、ヒトまたは動物を意味する。通常、動物は、霊長類、齧歯動物、家畜または狩猟動物などの脊椎動物である。霊長類には、チンパンジー、カニクイザル、クモザルおよびマカク、例えばアカゲザルが含まれる。齧歯動物には、マウス、ラット、マーモット、フェレット、ウサギおよびハムスターが含まれる。家畜および狩猟動物には、雌ウシ、ウマ、ブタ、シカ、バイソン、バッファロー、ネコ科の種、例えばイエネコ、イヌの種、例えば、イヌ、キツネ、オオカミ、鳥類の種、例えば、ニワトリ、エミュー、ダチョウ、ならびに魚類、例えば、マス、ナマズおよびサケが含まれる。患者または対象には、上記の任意のサブセット、例えば上の全てが含まれるが、ヒト、霊長類または齧歯動物などの１つまたは複数の群または種が排除される。ある特定の実施形態では、対象は、哺乳動物、例えば霊長類、例えばヒトである。用語「患者」および「対象」は、本明細書で互換的に使用される。好ましくは、対象は哺乳動物である。哺乳動物は、ヒト、ヒト以外の霊長類、マウス、ラット、イヌ、ネコ、ウマまたは雌ウシであってよい。組織または器官損傷または他の関連した病状の動物モデルを表す対象として、ヒト以外の哺乳動物を有利に使用することができる。対象は、雄または雌であってよい。対象は、成体、青年または子供であってよい。対象は、組織損傷、組織損傷に関連した疾患または状態と以前に診断されたかまたはそれを患っているかもしくはそれを起こすリスクを有すると同定されたもの、または対象の体の中もしくはその上に付着させるデバイスを必要とするものであってよい。
【００６７】
ＩＩ．発明のシステム
本発明は、ａ）第１のポリマーネットワークおよび第２のポリマーネットワークを含むヒドロゲルであり、第１のポリマーネットワークは共有結合性の架橋を含み、第２のポリマーネットワークはイオン性の架橋を含む、ヒドロゲル；ｂ）高密度一級アミンポリマー；およびｃ）カップリング剤を含む、生体適合性接着剤システムを提供する。
【００６８】
特に、生体適合性接着剤システムは、ヒドロゲルに接着性表面を提供する。図２Ａに図示されるように、接着性表面は相互貫入性の正電荷のポリマーを含み、ヒドロゲルは変形下でエネルギーを効果的に消散することができるバルクマトリックス（消散性マトリックスとも呼ぶ）を提供する。接着性表面は、基質（例えば、組織、細胞またはデバイス）の粘着性の表面と静電的相互作用、共有結合および物理的相互貫入を形成することができ、バルクマトリックスは変形下でヒステリシスを通してエネルギーを消散する。例えば、アミンおよびカルボン酸のような官能基を有する基質のために、ＴＡと基質の間の静電的相互作用および共有結合を通して接着を形成することができる（図２Ｂ）。親水性で巨大分子に透過性である基質のために、高密度一級アミンポリマー（本明細書で「架橋ポリマー」とも呼ぶ）は、基質に相互貫入して物理的絡み合いを形成することができ、ＴＡマトリックスと共有結合を形成することもできる（図２Ｃ）。界面がストレス下にあるとき、マトリックスはイオン架橋を切断することによってエネルギーを消散する（図２Ｄ）。組合せは、高い接着エネルギーおよびバルク強靭性を同時に達成するように設計される。
【００６９】
特に、生体適合性接着剤システム（本明細書で強靭な接着剤（ＴＡ）とも呼ぶ）は、高密度一級アミンポリマーおよび活性化剤（例えば、１−エチル−３−（３−ジメチルアミノプロピル）カルボジイミド（ＥＤＣ）および、任意選択で、Ｎ−ヒドロキシスクシンイミド（ＮＨＳ））で選択的に活性化することができるヒドロゲルを含む。理論に束縛されることを望まないが、アルギネート−ポリアクリルアミドヒドロゲル（例えば、アルギネートをベースとしたヒドロゲル）の表面は、高密度一級アミンポリマー（例えば、キトサン）およびカップリング剤（例えば、１−エチル−３−（３−ジメチルアミノプロピル）カルボジイミド（ＥＤＣ））によって活性化されると考えられる。特に、高密度一級アミンポリマーの上の正電荷はヒドロゲルの上の負電荷と釣り合い、一方でカップリング剤は高密度一級アミンポリマーとヒドロゲルの間のアミド結合の形成を触媒する。また、活性化表面は、高密度一級アミンポリマーおよびカップリング剤が化学結合を形成して、ヒドロゲルと基質（例えば、組織、細胞またはデバイス）の表面の間の界面を架橋することを可能にする。
【００７０】
本明細書で用いるように、用語「接触させる」（例えば、表面を接触させる）は、ヒドロゲルおよび表面（例えば、組織またはデバイス）の任意の形の相互作用（例えば、直接的または間接的な相互作用）を含むものである。表面を組成物と接触させることは、ｉｎ  ｖｉｖｏまたはｉｎ  ｖｉｔｒｏで実行することができる。ある特定の実施形態では、表面を生体適合性接着剤とｉｎ  ｖｉｔｒｏで接触させ、その後、ｅｘ  ｖｉｖｏの投与方法で対象に移す。表面を生体適合性接着剤とｉｎ  ｖｉｖｏで接触させることは、例えば、表面に生体適合性接着剤を注射することによって、または表面もしくはその周囲に生体適合性接着剤を注射することによって実行することができる。
【００７１】
一部の実施形態では、本発明の生体適合性接着剤で使用されるヒドロゲルは、相互貫入ネットワーク（ＩＰＮ）ヒドロゲルである。本明細書で用いるように、ＩＰＮは、分子スケールで少なくとも部分的に交錯しているが互いと共有結合しておらず、化学結合が切断されない限り分離することができない２つまたはそれより多いネットワーク（例えば、第１のポリマーネットワークおよび第２のポリマーネットワーク）を含むポリマーである。ＩＰＮヒドロゲルは、共有結合架橋およびイオン架橋ポリマーネットワークを組み合わせることによって作製される。あるいは、第１のポリマーネットワークおよび第２のポリマーネットワークは、共有結合している。
【００７２】
本発明で用いられるヒドロゲルは、エネルギーを消散することが可能である。例えば、一例として、アルギネート−ポリアクリルアミドヒドロゲルは、アルギネートとカルシウムイオンの間で静電的相互作用を通して形成される、変形下で切断されてエネルギーを消散することができるイオン架橋を有する。
【００７３】
特に、第１のポリマーネットワークは、共有結合性の架橋を含み、ポリアクリルアミド（ＰＡＡＭ）、ポリ（ヒドロキシエチルメタクリレート）（ＰＨＥＭＡ）、ポリ（ビニルアルコール）（ＰＶＡ）、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、ポリホスファゼン、コラーゲン、ゼラチン、ポリ（アクリレート）、ポリ（メタクリレート）、ポリ（メタクリルアミド）、ポリ（アクリル酸）、ポリ（Ｎ−イソプロピルアクリルアミド）（ＰＮＩＰＡＭ）、ポリ（Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド（ｄｉｍｅｎｔｙｌａｃｒｙｌａｍｉｄｅ））、ポリ（アリルアミン）およびそれらのコポリマーからなる群から選択されるポリマーを含む。特定の実施形態では、第１のポリマーネットワークは、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）である。一部の実施形態では、第１のポリマーネットワークは、ポリアクリルアミド（ＰＡＡＭ）である。
【００７４】
第２のポリマーネットワークは、イオン性の架橋を含み、アルギネート（アルギン酸またはアライン（ａｌｉｇｎ））、ペクテート（ペクチニン酸またはポリガラクツロン酸）、カルボキシメチルセルロース（ＣＭＣまたはセルロースガム）、ヒアルノナート（ヒアルロン酸またはヒアルロナン）、キトサン、κ−カラゲナン、ι−カラゲナンおよびλ−カラゲナンからなる群から選択されるポリマーであり、アルギネート、ヒアルノナート、キトサン、κ−カラゲナン、ι−カラゲナンおよびλ−カラゲナンの各々は任意選択で酸化され、アルギネート、カルボキシメチルセルロース、ヒアルノナート、キトサン、κ−カラゲナン、ι−カラゲナンおよびλ−カラゲナンが、メタクリレート、アクリレート、アクリルアミド、メタクリルアミド、チオール、ヒドラジン、テトラジン、ノルボルネン、トランスシクロオクテンおよびシクロオクチンからなる群から選択される１つまたは複数の基を任意選択で含む。
【００７５】
特定の実施形態では、第２のポリマーネットワークはアルギネートであり、それは、ポリマー鎖に沿って量および一連の分布が異なる、（１−４）−連結ｂ−Ｄ−マンヌロン酸（Ｍ）およびａ−Ｌ−グルロン酸（Ｇ）モノマーで構成される。アルギネートは、一連のＭ単位（Ｍブロック）、一連のＧ単位（Ｇブロック）の領域ならびにその特異な特性を分子に提供する交互のＭおよびＧ単位（Ｍ−Ｇブロック）の領域で構成されるブロックコポリマーとも考えられている。アルギネートは、隣接したアルギネート鎖のＧブロックの間でＣａ＋２などの二価カチオンに結合する能力を有し、Ｍブロックの可動領域の間でイオン性の鎖間架橋を形成する。一部の実施形態では、アルギネートは、高分子量アルギネートおよび低分子量アルギネートの混合物である。例えば、高分子量アルギネート対低分子量アルギネートの比は、約５：１から約１：５；約４：１から約１：４；約３：１から約１：３；約２：１から約１：２；または約１：１である。高分子量アルギネートは、約１００ｋＤａから約３００ｋＤａ、約１５０ｋＤａから約２５０ｋＤａの分子量を有するか、または約２００ｋＤａである。低分子量アルギネートは、約１ｋＤａから約１００ｋＤａ、約５ｋＤａから約５０ｋＤａ、約１０ｋＤａから約３０ｋＤａの分子量を有するか、または約２０ｋＤａである。
【００７６】
本発明のヒドロゲルは、高度に吸収性であり、約３０％から約９８％の水（例えば、約４０％、約、約５０％、約６０％、約７０％、約８０％、約９０％、約９５％、約９８％、約４０から約９８％、約５０から約９８％、約６０から約９８％、約７０から約９８％、約８０から約９８％、約９０から約９８％または約９５から約９８％の水）を含み、その顕著な水含量に起因して天然の組織に類似の柔軟性の程度を有する。特に、本発明のヒドロゲルは、その初期の長さの最大２０倍延伸することができ、例えば、本発明のヒドロゲルは、クラックすることも裂けることもなくその初期の長さの２から２０倍、その初期の長さの５から２０倍、その初期の長さの１０から２０倍、その初期の長さの１５から２０倍、その初期の長さの２から１０倍、その初期の長さの１０から１５倍、およびその初期の長さの５から１５倍延伸することができる。
【００７７】
一部の実施形態では、ヒドロゲルはパッチの形態で製作される。パッチを予め形成し、表面に即時に付与することが可能であるか、または、付与の前にパッチを所望のサイズおよび形状に切断することができる。
【００７８】
あるいは、一部の実施形態では、本発明の生体適合性のシステムは、注射によって送達することができる。水溶性アルギン酸ナトリウムは、カルシウムに容易に結合して不溶性アルギン酸カルシウム親水コロイドを形成する（Ｓｕｔｈｅｒｌａｎｄ、１９９１年、Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ、Ｐａｌｇｒａｖｅ  Ｍａｃｍｉｌｌａｎ  ＵＫ：３０７〜３３１頁）。これらの弱いゲル化状態は、アルギネートを注射可能な細胞送達ビヒクルとして人気の材料にした（Ａｔａｌａら、１９９４年、Ｊ．  Ｕｒｏｌ．  １５２巻（２号、第２部）：６４１〜３頁）。このように、一部の実施形態では、生体適合性接着剤は、対象への注射のために適する。注射可能な接着剤は、注射の後に反応して第１のポリマーネットワークを形成する少なくとも２つの反応性部分を含むポリマーを含むことができる。２つの反応性部分は各ポリマーの上に存在することができるか、または、ポリマーは、各々異なる反応性部分を有するポリマーの２つの集団で作製される。例示的な反応性部分には、メタクリレート、アクリレート、アクリルアミド、メタクリルアミド、チオール、ヒドラジン、テトラジン、ノルボルネン、トランスシクロオクテンおよびシクロオクチンが含まれる。特定の実施形態では、ＰＥＧをベースとしたポリマーは、ノルボルネン官能基を含有するＰＥＧおよびテトラジン官能基を含有するＰＥＧを反応させて、第１のポリマーネットワークを形成することによって調製される。特定の実施形態では、２つの反応性部分は、紫外線の存在下で反応する。特定の実施形態では、２つの反応性部分は、Ｃａ２＋（例えば、ＣａＳＯ４）の存在下で反応する。
【００７９】
生体適合性接着剤は、高密度一級アミンポリマー（本明細書で「架橋ポリマー」とも呼ぶ）を含む。高密度一級アミンポリマーは、ヒドロゲルと表面の両方と共有結合を形成して、この２つを架橋する。高密度一級アミンポリマーは、生理的条件下で正電荷の一級アミン基を有する。一部の実施形態では、高密度一級アミンポリマーは、静電的相互作用を通して表面（例えば、組織、細胞またはデバイス）に吸収させることができ、ヒドロゲル中および表面上のカルボン酸基と共有結合する一級アミン基を提供することができる。表面が透過性である場合は、高密度一級アミンポリマーは表面を透過して、物理的絡み合いを形成し、次にヒドロゲルを化学的に固着させることもできる。
【００８０】
本明細書で用いる場合、高密度一級アミンポリマーは、モノマー単位当たり少なくとも１つの一級アミンを含む。一部の実施形態では、高密度一級アミンポリマーは、キトサン、ゼラチン、コラーゲン、ポリアリルアミン、ポリリシンおよびポリエチレンイミンからなる群から選択される。特に、ポリアリルアミン（ＰｏｌｙＮＨ２またはＰＡＡ）は、以下の構造式によって表される。
【化１】
2019509138.tif 000003
特に、キトサンは以下の構造式によって表される。
【化２】
2019509138.tif 000004
特に、ポリエチレンイミン（ＰＥＩ）は以下の構造式によって表される。
【化３】
2019509138.tif 000005
特に、ポリリシンは以下の構造式によって表される。
【化４】
2019509138.tif 000006
コラーゲンおよび／またはゼラチンは、一級アミンを有する概ね約１０％のアミノ酸（例えば、Ａｒｇアルギニン、リシン）を含む。例示的な高密度一級アミンポリマーの界面強靭性の比較を、実施例３および図２（Ｅ）に記載する。
【００８１】
生体適合性接着剤は、カップリング剤も含む。本明細書で用いるように、カップリング剤は、高密度一級アミンポリマーに存在する一級アミンの１つまたは複数を活性化する。カップリング剤で活性化されると、一級アミンはヒドロゲルおよび標的表面（例えば、組織、器官または医療デバイス）とアミド結合を形成する一部の実施形態では、カップリング剤は第１のカルボキシル活性化剤を含み、第１のカルボキシル活性化剤はカルボジイミドである。例示的なカルボジイミドは、１−エチル−３−（３−ジメチルアミノプロピル）カルボジイミド（ＥＤＣ、ＥＤＡＣまたはＥＤＣＩ）、ジシクロヘキシルカルボジイミド（ＤＣＣ）およびジイソプロピルカルボジイミド（ＤＩＣ）からなる群から選択される。一部の実施形態では、第１のカルボキシル活性化剤はＥＤＣである。
【００８２】
一部の実施形態では、カップリング剤は第２のカルボキシル活性化剤をさらに含む。例示的な第２のカルボキシル活性化剤としては、Ｎ−ヒドロキシスクシンイミド（ＮＨＳ）、Ｎ−ヒドロキシスルホスクシンイミド（スルホ−ＮＨＳ）、ヒドロキシベンゾトリアゾール（ＨＯＢｔ）、ジメチルアミノピリジン（ＤＭＡＰ）、ヒドロキシ−３，４−ジヒドロ−４−オキソ−１，２，３−ベンゾトリアジン（ＨＯＯＢｔ／ＨＯＤｈｂｔ）、１−ヒドロキシ−７−アザ−１Ｈ−ベンゾトリアゾール（ＨＯＡｔ）、エチル２−シアノ−２−（ヒドロキシイミノ）アセテート、ベンゾトリアゾール−１−イルオキシ−トリス（ジメチルアミノ）−ホスホニウムヘキサフルオロホスフェート（ＢＯＰ）、ベンゾトリアゾール−１−イルオキシ−トリピロリジノ−ホスホニウムヘキサフルオロホスフェート、７−アザ−ベンゾトリアゾール−１−イルオキシ−トリピロリジノホスホニウムヘキサフルオロホスフェート）、エチルシアノ（ヒドロキシイミノ）アセタト−Ｏ２）−トリ−（１−ピロリジニル）−ホスホニウムヘキサフルオロホスフェート、３−（ジエトキシ−ホスホリルオキシ）−１，２，３−ベンゾ［ｄ］トリアジン−４（３Ｈ）−オン、２−（１Ｈ−ベンゾトリアゾール−１−イル）−Ｎ，Ｎ，Ｎ’，Ｎ’−テトラメチルアミニウムテトラフルオロボレート／ヘキサフルオロホスフェート、２−（６−クロロ−１Ｈ−ベンゾトリアゾール−１−イル）−Ｎ，Ｎ，Ｎ’，Ｎ’−テトラメチルアミニウムヘキサフルオロホスフェート）、Ｎ−［（５−クロロ−１Ｈ−ベンゾトリアゾール−１−イル）−ジメチルアミノ−モルホリノ］−ウロニウムヘキサフルオロホスフェートＮ−オキシド、２−（７−アザ−１Ｈ−ベンゾトリアゾール−１−イル）−Ｎ，Ｎ，Ｎ’，Ｎ’−テトラメチルアミニウムヘキサフルオロホスフェート、１−［１−（シアノ−２−エトキシ−２−オキソエチリデンアミノオキシ）−ジメチルアミノ−モルホリノ］−ウロニウムヘキサフルオロホスフェート、２−（１−オキシ−ピリジン−２−イル）−１，１，３，３−テトラメチルイソチオウロニウムテトラフルオロボレート、テトラメチルフルオロホルムアミジニウムヘキサフルオロホスフェート、Ｎ−エトキシカルボニル−２−エトキシ−１，２−ジヒドロキノリン、２−プロパンホスホン酸無水物、４−（４，６−ジメトキシ−１，３，５−トリアジン−２−イル）−４−メチルモルホリニウム塩、（ビス−トリクロロメチルカーボネート、１，１’−カルボニルジイミダゾールが挙げられるが、これらに限定されない。一部の実施形態では、第１のカルボキシル活性化剤はＮＨＣである。
【００８３】
一部の実施形態では、高密度一級アミンポリマーおよびカップリング剤は、別々にパッケージされる。
【００８４】
一部の実施形態では、高密度一級アミンポリマーは溶液中にあり、カップリング剤は固体の形態である。特定の実施形態では、カップリング剤は高密度一級アミンポリマー溶液に加えられる。一部の実施形態では、高密度一級アミンポリマーは溶液中にあり、カップリング剤は高密度一級アミンポリマー溶液に加えられ、溶液はヒドロゲルに付与される。
【００８５】
一部の実施形態では、溶液中の高密度一級アミンポリマーの濃度は、約０．１％から約５０％、例えば、約０．２％から約４０％、約０．５％から約３０％、約１．０％から約２０％、約１％から約１０％、約０．２％から約１０％、約１０％から約２０％、約２０％から約３０％または約４０％から約５０％である。一部の実施形態では、カップリング剤は、少なくとも第１のカルボキシル活性化剤を含み、任意選択で第２のカルボキシル活性化剤を含み、溶液中の第１のカルボキシル活性化剤の濃度は、約３ｍｇ／ｍＬから約５０ｍｇ／ｍＬ、例えば、約５ｍｇ／ｍＬから約４０ｍｇ／ｍＬ、約７ｍｇ／ｍＬから約３０ｍｇ／ｍＬ、約９ｍｇ／ｍＬから約２０ｍｇ／ｍＬ、約３ｍｇ／ｍＬから約４５ｍｇ／ｍＬ、３ｍｇ／ｍＬから約４０ｍｇ／ｍＬ、３ｍｇ／ｍＬから約３５ｍｇ／ｍＬ、約３ｍｇ／ｍＬから約３０ｍｇ／ｍＬ、３ｍｇ／ｍＬから約２５ｍｇ／ｍＬ、約３ｍｇ／ｍＬから約２０ｍｇ／ｍＬ、３ｍｇ／ｍＬから約１５ｍｇ／ｍＬ、約３ｍｇ／ｍＬから約１０ｍｇ／ｍＬ、約５ｍｇ／ｍＬから約５０ｍｇ／ｍＬ、約１０ｍｇ／ｍＬから約５０ｍｇ／ｍＬ、約１５ｍｇ／ｍＬから約５０ｍｇ／ｍＬ、約２０ｍｇ／ｍＬから約５０ｍｇ／ｍＬ、約２５ｍｇ／ｍＬから約５０ｍｇ／ｍＬ、約３０ｍｇ／ｍＬから約５０ｍｇ／ｍＬ、約３５ｍｇ／ｍＬから約５０ｍｇ／ｍＬ、約４０ｍｇ／ｍＬから約５０ｍｇ／ｍＬまたは約３ｍｇ／ｍＬから約４５ｍｇ／ｍＬである。
【００８６】
一部の実施形態では、システムは、第１の治療的活性薬剤を含む。第１の治療的活性薬剤は、ヒドロゲルに封入されてもよいし、その表面に付着していてもよい。あるいは、第１の治療的活性薬剤は、高密度一級アミンポリマーに封入されるかまたはその表面に付着している。ある特定の実施形態では、システムは、第２の治療的活性薬剤をさらに含む。第２の治療的活性薬剤は、ヒドロゲルに封入されるかまたはその表面に付着している。あるいは、第２の治療的活性薬剤は、高密度一級アミンポリマーに封入されるかまたはその表面に付着している。第１および第２の治療的活性薬剤は、独立して、小分子、生物製剤、ナノ粒子および細胞からなる群から選択される。生物製剤は、増殖因子、抗体、ワクチン、サイトカイン、ケモカイン、ホルモン、タンパク質および核酸からなる群から選択される。本発明の組成物に含まれる治療活性薬剤の量は、例えば、具体的な薬剤；それが実行するべき機能；薬剤の放出のために要求される時間；投与される量を含む、様々な因子に依存する。一般的に、治療的活性薬剤の投薬量、すなわち、システムの中の治療的活性薬剤の量は、約０．００１％（ｗ／ｗ）〜約１０％（ｗ／ｗ）；約１％（ｗ／ｗ）〜約５％（ｗ／ｗ）；または約０．１％（ｗ／ｗ）〜約１％（ｗ／ｗ）の範囲から選択される。
【００８７】
本発明は、デバイスを封入するか、またはデバイスの表面をコーティングするためのシステムも提供する。特に、ヒドロゲルおよび高密度一級アミンポリマーおよびカップリング剤はヒドロゲルの外面に付与され、その後、ヒドロゲルはデバイスの表面に付与される。カップリング剤および高密度一級アミンポリマーは、ヒドロゲルをデバイスの表面に接着する。所望の転帰によって、デバイスをヒドロゲルによって完全に封入することができるか、または部分的に封入してデバイスの一部の表面を露出させることができる。具体的には、「部分的に封入された」デバイスは、デバイスの１つの表面（例えば、デバイスの後面、正面または側面）またはデバイスの１つの部分（例えば、下半分または上半分）においてデバイスをコーティングすることを指す。特定の実施形態では、ヒドロゲルがデバイスおよび別の表面（例えば、組織または器官）に接着することができるように、高密度一級アミンポリマーおよびカップリング剤は、ヒドロゲルの多部位に付与することができる。例示的な医療デバイスには、限定されるものではないが、除細動器、ペースメーカー、ステント、カテーテル、組織インプラント、ネジ、ピン、プレート、棒、人工関節、エラストマーをベースとした（例えば、ＰＤＭＳ、ＰＴＵ）デバイス、ヒドロゲルをベースとしたデバイス（例えば、薬物もしくは細胞の送達またはセンサーのための足場）、ならびに、例えば温度、ｐＨおよび局所組織の歪みを測定するためのセンサーが含まれる。
【００８８】
表面は、官能基（例えば、アミンまたはカルボン酸基）を有することができ、または化学的に不活性であることもできる。本発明の生体適合性接着剤システムは、粘着性表面と静電的相互作用、共有結合および物理的相互貫入を形成することができる。アミンおよびカルボン酸のような官能基を有する基質のために、ＴＡと基質の間の静電的相互作用および共有結合を通して接着を形成することができる。親水性で巨大分子に透過性である基質のために、高密度一級アミンポリマーは、基質に相互貫入して物理的絡み合いを形成することができ、ＴＡマトリックスと共有結合を形成することもできる。
【００８９】
ヒドロゲルと表面（例えば、組織またはデバイス）の間の界面接着は、ヒドロゲルの機械的強度および信頼性に影響を与え、それは接着剤としてのヒドロゲルの性能に対応する。この相互作用の性質は、界面破壊靭性として測定することができる。界面破壊靭性を測定する方法は、当業者に公知である。界面破壊靭性を測定する例示的な方法は、実施例４で提供する。本発明のシステムは、約１００Ｊ／ｍ２から約５０００Ｊ／ｍ２、例えば、約１００Ｊ／ｍ２から約４５００Ｊ／ｍ２、約１００Ｊ／ｍ２から約４０００Ｊ／ｍ２、約１００Ｊ／ｍ２から約３５００Ｊ／ｍ２、約１００Ｊ／ｍ２から約３０００Ｊ／ｍ２、約１００Ｊ／ｍ２から約２５００Ｊ／ｍ２、約１００Ｊ／ｍ２から約２０００Ｊ／ｍ２、約１００Ｊ／ｍ２から約１５００Ｊ／ｍ２、約１００Ｊ／ｍ２から約１０００Ｊ／ｍ２、約１００Ｊ／ｍ２から約５００Ｊ／ｍ２、約５００Ｊ／ｍ２から約５０００Ｊ／ｍ２、約１０００Ｊ／ｍ２から約５０００Ｊ／ｍ２、約１５００Ｊ／ｍ２から約５０００Ｊ／ｍ２、約２０００Ｊ／ｍ２から約５０００Ｊ／ｍ２、約２５００Ｊ／ｍ２から約５０００Ｊ／ｍ２、約３０００Ｊ／ｍ２から約５０００Ｊ／ｍ２、約３５００Ｊ／ｍ２から約５０００Ｊ／ｍ２、約４０００Ｊ／ｍ２から約５０００Ｊ／ｍ２、約４５００Ｊ／ｍ２から約５０００Ｊ／ｍ２、約２００Ｊ／ｍ２から約３０００Ｊ／ｍ２、約１０００Ｊ／ｍ２から約３０００Ｊ／ｍ２、約２０００Ｊ／ｍ２から約３０００Ｊ／ｍ２、約２００Ｊ／ｍ２から約１０００Ｊ／ｍ２、約５００Ｊ／ｍ２から約１５００Ｊ／ｍ２、約１５００Ｊ／ｍ２から約３０００Ｊ／ｍ２、約２５００Ｊ／ｍ２から約３０００Ｊ／ｍ２または約２００Ｊ／ｍ２から約１５００Ｊ／ｍ２の界面靭性によって特徴付けられる。
【００９０】
一部の実施形態では、生体適合性接着剤は透明であり、下の表面またはその中に封入されたデバイスのモニタリングの容易さを可能にする。本発明のシステムの写真を、図１２および１３に示す。
【００９１】
一部の実施形態では、生体適合性接着剤は、濡れているか、動的であるか、または濡れておりかつ動的である表面への付与に適する。
【００９２】
本発明の特定の実施形態は、ａ）第１のポリマーネットワークおよび第２のポリマーネットワークを含むヒドロゲルであり、第１のポリマーネットワークは共有結合性の架橋を含み、第２のポリマーネットワークはイオン性の架橋を含み、第１のネットワークは、ポリアクリルアミド、ポリ（ビニルアルコール）（ＰＶＡ）、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）およびポリホスファゼンからなる群から選択されるポリマーを含み、第２のネットワークはアルギネートポリマーを含む、ヒドロゲル；ｂ）キトサン、ゼラチン、コラーゲン、ポリアリルアミン、ポリリシンおよびポリエチルアミンからなる群から選択される高密度一級アミンポリマー；ならびにｃ）１−エチル−３−（３−ジメチルアミノプロピル）カルボジイミド（ＥＤＣ、ＥＤＡＣまたはＥＤＣＩ）および任意選択でＮ−ヒドロキシスクシンイミド（ＮＨＳ）を含むカップリング剤を含む、生体適合性接着剤システムである。
【００９３】
一部の実施形態では、生体適合性接着剤システムは、層状接着剤である。本明細書で用いるように、「層状接着剤」は、高密度一級アミンポリマーおよびカップリング剤がヒドロゲルの１つまたは複数の面に付与されることを意味する。例えば、生体適合性接着剤システムは、ａ）第１のポリマーネットワークおよび第２のポリマーネットワークを含むヒドロゲルであり、第１のポリマーネットワークは共有結合性の架橋を含み、第２のポリマーネットワークはイオン性の架橋を含む、ヒドロゲル；ｂ）高密度一級アミンポリマー；およびｃ）カップリング剤を含み、ここで、高密度一級アミンポリマーおよびカップリング剤はヒドロゲルの全ての面に付与されている。高密度アミンポリマーおよびカップリング剤がヒドロゲルの全ての面に付与される生体適合性接着剤システムは、ヒドロゲルの全ての面が接着性であるヒドロゲルをもたらす。あるいは、生体適合性接着剤システムは、ａ）第１のポリマーネットワークおよび第２のポリマーネットワークを含むヒドロゲルであり、第１のポリマーネットワークは共有結合性の架橋を含み、第２のポリマーネットワークはイオン性の架橋を含む、ヒドロゲル；ｂ）高密度一級アミンポリマー；およびｃ）カップリング剤を含み、ここで、高密度一級アミンポリマーおよびカップリング剤はヒドロゲルの面のうちの全て未満に付与されている。高密度アミンポリマーおよびカップリング剤がヒドロゲルの全て未満の面に付与される生体適合性接着剤システムは、高密度一級アミンポリマーおよびカップリング剤が付与されたヒドロゲルのその面のみが、接着性であるヒドロゲルをもたらす。特に、生体適合性接着剤システムは、ａ）第１のポリマーネットワークおよび第２のポリマーネットワークを含むヒドロゲルであり、第１のポリマーネットワークは共有結合性の架橋を含み、第２のポリマーネットワークはイオン性の架橋を含む、ヒドロゲル；ｂ）高密度一級アミンポリマー；およびｃ）カップリング剤を含み、ここで、高密度一級アミンポリマーおよびカップリング剤はヒドロゲルの１つの面に付与されている。高密度アミンポリマーおよびカップリング剤がヒドロゲルの１つの面だけに付与された生体適合性接着剤システムは、「二層接着剤」と呼ばれる。高密度アミンポリマーおよびカップリング剤がヒドロゲルの全ての面より少ない面に付与される生体適合性接着剤システムは、面への接着が必要とされるときに使用することができる。特に、接着性の面（すなわち、高密度アミンポリマーおよびカップリング剤が付与された面）を表面（例えば、組織）に置いて、表面にヒドロゲルを接着することができる。高密度アミンポリマーおよびカップリング剤がヒドロゲルの残部に付与されなかったので、表面に接着されないヒドロゲルの面は接着性ではなく、それによっていかなる望ましくない接着も回避する。
【００９４】
生体適合性接着剤は、生分解性であるように工学操作することができ（その教示が参照により本明細書に組み込まれる、Ｆｒｅｉｅｒ，  Ｔ．、Ｋｏｈ，  Ｈ．  Ｓ．、Ｋａｚａｚｉａｎ，  Ｋ．およびＳｈｏｉｃｈｅｔ，  Ｍ．  Ｓ．、Ｃｏｎｔｒｏｌｌｉｎｇ  ｃｅｌｌ  ａｄｈｅｓｉｏｎ  ａｎｄ  ｄｅｇｒａｄａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｃｈｉｔｏｓａｎ  ｆｉｌｍｓ  ｂｙ  Ｎ−ａｃｅｔｙｌａｔｉｏｎ、Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ  ２６巻、５８７２〜５８７８頁（２００５年）；および、Ｇｏｎｇ，  Ｊ．  Ｐ．、Ｋａｔｓｕｙａｍａ，  Ｙ．、Ｋｕｒｏｋａｗａ，  Ｔ．およびＯｓａｄａ，  Ｙ．、Ｄｏｕｂｌｅ−ｎｅｔｗｏｒｋ  ｈｙｄｒｏｇｅｌｓ  ｗｉｔｈ  ｅｘｔｒｅｍｅｌｙ  ｈｉｇｈ  ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ  ｓｔｒｅｎｇｔｈ、Ａｄｖａｎｃｅｄ  Ｍａｔｅｒｉａｌｓ  １５巻、１１５５頁〜＋、ｄｏｉ：Ｄｏｉ１０．１００２／Ａｄｍａ．２００３０４９０７（２００３年）を参照）、薬物制御放出のために薬物を封入するために使用することができる；ある特定の付与におけるこのシステムのさらなる利点は、容易な視覚的モニタリングを可能にする透明性である。
【００９５】
ＩＩＩ．発明の方法
本発明はまた、表面にヒドロゲルを接着する方法であって、ａ）高密度一級アミンポリマーおよびカップリング剤を含む溶液をヒドロゲルに付与するステップ；ならびにｂ）ヒドロゲルを表面に置くステップを含み；ヒドロゲルは第１のポリマーネットワークおよび第２のポリマーネットワークを含み、第１のポリマーネットワークは共有結合性の架橋を含み、第２のポリマーネットワークはイオン性の架橋を含む、方法も提供する。ある特定の実施形態では、表面は、組織である。システムは、限定されるものではないが、心臓組織、皮膚組織、血管組織、腸組織、肝臓組織、腎臓組織、膵臓組織、肺組織、気管組織、目組織、軟骨組織、腱組織を含む、任意の組織に付与することができる。あるいは、表面は、医療デバイスである。システムは、限定されるものではないが、除細動器、ペースメーカー、ステント、カテーテル、組織インプラント、ネジ、ピン、プレート、棒、人工関節、エラストマーをベースとした（例えば、ＰＤＭＳ、ＰＴＵ）デバイス、ヒドロゲルをベースとしたデバイス（例えば、薬物もしくは細胞の送達またはセンサーのための足場）、ならびに、例えば温度、ｐＨおよび局所組織の歪みを測定するためのセンサーからなる群を含む、任意の組織に付与することができる。
【００９６】
本発明は、医療デバイスを封入するか、またはデバイスの表面をコーティングするための方法も含む。特に、ヒドロゲルおよび高密度一級アミンポリマーおよびカップリング剤はヒドロゲルの外面に付与され、その後、ヒドロゲルはデバイスの表面に付与される。カップリング剤および高密度一級アミンポリマーは、ヒドロゲルをデバイスの表面に接着する。所望の転帰によって、デバイスをヒドロゲルによって完全に封入することができるか、または部分的に封入してデバイスの一部の表面を露出させることができる。具体的には、「部分的に封入された」デバイスは、デバイスの１つの表面（例えば、デバイスの後面、正面または側面）またはデバイスの１つの部分（例えば、下半分または上半分）においてデバイスをコーティングすることを指す。特定の実施形態では、ヒドロゲルがデバイスおよび別の表面（例えば、組織）に接着することができるように、高密度一級アミンポリマーおよびカップリング剤は、ヒドロゲルの多部位に付与することができる。
【００９７】
本発明は、創傷または損傷を閉じ、創傷治癒を促進する方法も含む。特に、ヒドロゲルおよび高密度一級アミンポリマーおよびカップリング剤はヒドロゲルの外面に付与され、その後、ヒドロゲルは創傷または損傷の位置に付与される。特定の実施形態では、ヒドロゲルは、心臓の欠損を修復するために心臓に付与される。
【００９８】
本発明はまた、治療的活性薬剤を対象に送達する方法であって、ａ）高密度一級アミンポリマーおよびカップリング剤を含む溶液をヒドロゲルに付与するステップ；ならびに
ｂ）ヒドロゲルを表面に置くステップを含み；ヒドロゲルは第１のポリマーネットワークおよび第２のポリマーネットワークを含み、第１のポリマーネットワークは共有結合性の架橋を含み、第２のポリマーネットワークはイオン性の架橋を含み、少なくとも１つの治療的活性薬剤がヒドロゲルおよび／または高密度一級アミンポリマーに封入されるかまたはその表面に付着しており、それによって治療的活性薬剤を前記対象に送達する、方法も含む。
【００９９】
本発明の方法は、表面を生体適合性接着剤と接触させることを含む。表面は、当技術分野の任意の公知の経路によって組成物と接触させることができる。本明細書で用いるように、用語「送達」は、所望の効果が生まれるように、所望の部位への組成物の少なくとも部分的な局在化をもたらす方法または経路によって、対象に組成物を置くことを指す。
【０１００】
送達の例示的な様式には、限定されるものではないが、本発明の組成物を標的表面、例えば、組織または器官に封入する足場の中への、注射、挿入、埋め込みまたは送達が含まれる。本発明の組成物が溶液に溶解される場合、それらはシリンジによって表面に注射することができる。
【０１０１】
本発明の方法は、医療目的、例えば対象における創傷閉鎖、治療剤の送達または医療デバイスの付着のために適し、ここで対象は哺乳動物である。一部の実施形態では、哺乳動物は、霊長類、例えば、ヒト、または動物である。通常、動物は、霊長類、齧歯動物、家畜または狩猟動物などの脊椎動物である。霊長類には、チンパンジー、カニクイザル、クモザルおよびマカク、例えばアカゲザルが含まれる。齧歯動物には、マウス、ラット、マーモット、フェレット、ウサギおよびハムスターが含まれる。家畜および狩猟動物には、雌ウシ、ウマ、ブタ、シカ、バイソン、バッファロー、ネコ科の種、例えばイエネコ、イヌの種、例えば、イヌ、キツネ、オオカミ、鳥類の種、例えば、ニワトリ、エミュー、ダチョウ、ならびに魚類、例えば、マス、ナマズおよびサケが含まれる。一部の実施形態では、対象は、ヒト、イヌ、ブタ、雌ウシ、ウサギ、ウマ、ネコ、マウスおよびラットからなる群から選択される。好ましい実施形態では、対象は、ヒトである。
【０１０２】
送達の例示的な様式には、限定されるものではないが、本発明の組成物を標的組織に封入する足場の中への、注射、挿入、埋め込みまたは送達が含まれる。一部の実施形態では、組成物は、対象の歯の天然または人工の腔または房に注射によって送達される。本発明の組成物が溶液に溶解される場合、それらはシリンジによって組織に注射することができる。
【０１０３】
別の態様では、本発明は、表面（例えば、組織またはデバイス）にヒドロゲルを接着する方法であって、ａ）高密度一級アミンポリマーおよびカップリング剤を含む溶液をヒドロゲルに付与するステップ；ならびにｂ）ヒドロゲルを表面に置くステップを含み；ヒドロゲルは第１のポリマーネットワークおよび第２のポリマーネットワークを含み、第１のポリマーネットワークは共有結合性の架橋を含み、第２のポリマーネットワークはイオン性の架橋を含む、方法を提供する。
【０１０４】
特に、固体の形態のカップリング剤は、高密度一級アミンポリマーの水溶液に加えられ、指定された時間、例えば、１０秒、３０秒、６０秒、２分、５分または１０分の間混合される。この溶液は、ヒドロゲルに付与される。ヒドロゲルの処理表面は表面の上に次に置かれ、ヒドロゲル、高密度アミンポリマーと表面の間の共有結合の形成によってヒドロゲルを接着させる。
【０１０５】
ＩＶ．キット
本発明は、キットも提供する。そのようなキットは、本明細書に記載される生体適合性接着剤、および、ある特定の実施形態では投与のための説明書を含むことができる。そのようなキットは、本明細書に記載される方法の実行を促進することができる。キットとして供給されるとき、生体適合性接着剤システムの異なる構成成分を別個の容器にパッケージして、使用直前に混合してもよい。構成成分には、限定されるものではないが、予め形成されたヒドロゲル、高密度一級アミン成分を含有する溶液、および固体の形態のカップリング剤が含まれる。特定の実施形態では、本発明は、予め形成されたアルギネートをベースとしたヒドロゲル；ＥＤＣ／ＮＨＳの乾燥粉末混合物；および高密度一級アミンポリマーの水溶液を含む三成分システムに関する。構成成分のそのようなパッケージングは、所望により、組成物を含有する１つまたは複数の単位剤形を含むことができるパックまたはディスペンサーデバイスで別々に提供することができる。パックは、例えば、ブリスターパックなどの金属またはプラスチックのホイルを含むことができる。構成成分のそのようなパッケージングは、ある特定の場合には、構成成分の活性を失うことなく長期保存を別々に許すこともできる。
【０１０６】
ある特定の実施形態では、キットには、本発明の方法の実行を記載する説明資料を補充することができる。キットに、詳細な説明書が物理的に付随していなくてもよい；代わりに、キットの製造業者または卸売業者によって指定されるインターネットウェブサイトにユーザーを誘導してもよい。
【０１０７】
本発明を以下の実施例によってさらに例示するが、それらはいかなる限定も意図するものでは決してない。本出願全体で引用される全ての参考文献、特許および公開特許出願の全内容、ならびに図面は、ここに参照により本明細書に組み込まれる。
【実施例】
【０１０８】
（実施例１）生体適合性接着剤の合成
材料。グルロン酸含有量の高い高分子量アルギン酸ナトリウム（Ｍｗ＝２６５ｋＤａ）（Ｐｒｏｔａｎｏｌ  ＬＦ２０／４０；ＦＭＣ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ）を、全ての接着およびｉｎ  ｖｉｔｒｏ実験のために使用した。その全教示が本明細書に参照により組み込まれる、Ｋｏｎｇ，  Ｈ．  Ｊ．、Ｋａｉｇｌｅｒ，  Ｄ．、Ｋｉｍ，  Ｋ．およびＭｏｏｎｅｙ，  Ｄ．  Ｊ．、Ｃｏｎｔｒｏｌｌｉｎｇ  ｒｉｇｉｄｉｔｙ  ａｎｄ  ｄｅｇｒａｄａｔｉｏｎ  ｏｆ  ａｌｇｉｎａｔｅ  ｈｙｄｒｏｇｅｌｓ  ｖｉａ  ｍｏｌｅｃｕｌａｒ  ｗｅｉｇｈｔ  ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎ、Ｂｉｏｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ  ５巻、１７２０〜１７２７頁（２００４年）に記載されているプロトコルに従って、５Ｍｒａｄの線量のγ線で高分子量アルギン酸ナトリウム（Ｐｒｏｔａｎｏｌ  ＬＦ２０／４０；ＦＭＣ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ）に照射することによって、低分子量アルギン酸ナトリウムを調製した。エンドトキシンレベルの低い超高純度のアルギン酸ナトリウム（ＭＶＧアルギネート、ＰｒｏＮｏｖａ  Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ  ＡＳ）を、ｉｎ  ｖｉｖｏ接着測定のために使用した。ＰｒｏＮｏｖａ  Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ  ＡＳから購入したｉｎ  ｖｉｖｏ実験のための超高純度のキトサンを除く、低、中および高分子量のキトサンは、Ｓｉｇｍａから購入した。高密度アミンポリマーポリアリルアミン、ゼラチンおよびポリエチレンイミンはＳｉｇｍａから購入し、Ｉ型コラーゲンはＡｄｖａｎｃｅｄ  ＢｉｏＭａｔｒｉｘから購入した。カップリング剤１−エチル−３−（３−ジメチルアミノプロピル）カルボジイミド塩酸塩（ＥＤＣ）およびＮ−ヒドロキシスルホスクシンイミド（スルホ−ＮＨＳ）は、ＴｈｅｒｍｏＦｉｓｈｅｒ  Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃから購入した。医療グレードのシアノアクリレート（Ｌｏｃｔｉｔｅ４５４１  Ｐｒｉｓｍ）は、Ｈｅｎｋｅｌ  Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎから購入した。アクリルアミド（ＡＡＭ）、Ｎ，Ｎ’−メチレンビス（アクリルアミド）（ＭＢＡＡ）、ポリヒドロキシエチルメタクリレート（ＨＥＭＡ）を含むモノマー、フリーラジカル開始剤過硫酸アンモニウム（ＡＰＳ）および重合促進剤テトラメチルエチレンジアミン（ＴＥＭＥＤ）は、Ｓｉｇｍａから購入した。ポリエチレングリコールジアクリレート（ＰＥＧＤＡ−２０ｋＤａ）は、その全教示が参照により本明細書に組み込まれる、Ｎｅｍｉｒ，  Ｓ．、Ｈａｙｅｎｇａ，  Ｈ．  Ｎ．およびＷｅｓｔ，  Ｊ．  Ｌ．、ＰＥＧＤＡ  ｈｙｄｒｏｇｅｌｓ  ｗｉｔｈ  ｐａｔｔｅｒｎｅｄ  ｅｌａｓｔｉｃｉｔｙ：  Ｎｏｖｅｌ  ｔｏｏｌｓ  ｆｏｒ  ｔｈｅ  ｓｔｕｄｙ  ｏｆ  ｃｅｌｌ  ｒｅｓｐｏｎｓｅ  ｔｏ  ｓｕｂｓｔｒａｔｅ  ｒｉｇｉｄｉｔｙ、Ｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ  ａｎｄ  Ｂｉｏｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ  １０５巻、６３６〜６４４頁（２０１０年）に記載されるプロトコルに従って合成した。フルオレセインイソチオシアネート標識キトサン（ＦＩＴＣ−キトサン）は、その全教示が参照により本明細書に組み込まれる、Ｑａｑｉｓｈ，  Ｒ．  Ｂ．およびＡｍｉｊｉ，  Ｍ．  Ｍ．  Ｓｙｎｔｈｅｓｉｓ  ｏｆ  ａ  ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｔ  ｃｈｉｔｏｓａｎ  ｄｅｒｉｖａｔｉｖｅ  ａｎｄ  ｉｔｓ  ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ  ｆｏｒ  ｔｈｅ  ｓｔｕｄｙ  ｏｆ  ｃｈｉｔｏｓａｎ−ｍｕｃｉｎ  ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓ．  Ｃａｒｂｏｈｙｄｒａｔｅ  Ｐｏｌｙｍｅｒｓ  ３８巻、９９〜１０７頁（１９９９年）に記載されるプロトコルに従って合成した。カルボン酸官能基を有する直径５００ｎｍの蛍光性マイクロスフェアは、ＴｈｅｒｍｏＦｉｓｈｅｒ  Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃから購入した。ブタの皮膚および肝臓は、地元の食料品店から購入した。
【０１０９】
合成。生体適合性接着剤を調製するために、バルクヒドロゲルを予め形成し、次に、その表面をカルボジイミドカップリング反応のために高密度一級アミンポリマーおよびカップリング剤の水溶液で処理した。アルギネート−ポリアクリルアミドヒドロゲルは、その教示が参照により本明細書に組み込まれる、Ｌｉ，  Ｊ．、Ｉｌｌｅｐｅｒｕｍａ，  Ｗ．  Ｒ．  Ｋ．、Ｓｕｏ，  Ｚ．およびＶｌａｓｓａｋ，  Ｊ．  Ｊ．、Ｈｙｂｒｉｄ  Ｈｙｄｒｏｇｅｌｓ  ｗｉｔｈ  Ｅｘｔｒｅｍｅｌｙ  Ｈｉｇｈ  Ｓｔｉｆｆｎｅｓｓ  ａｎｄ  Ｔｏｕｇｈｎｅｓｓ、ＡＣＳ  Ｍａｃｒｏ  Ｌｅｔｔ．  ３巻、５２０〜５２３頁（２０１４年）に記載されるプロトコルに従って調製した。高分子量および低分子量アルギネートの比は、５０：５０に固定された。高密度一級アミンポリマーポリアリルアミン、キトサン、ゼラチンおよびポリエチレンイミンを、２．０重量％でＭＥＳ緩衝液に溶解し、ｐＨを６に調整した。コラーゲンは、保存溶液（１．０重量％およびｐＨ＝２．０）として使用した。使用したカップリング剤は１−エチル−３−（３−ジメチルアミノプロピル）カルボジイミド（ＥＤＣ）、硫酸化されたまたは硫酸化されていないＮ−ヒドロキシスクシンイミド（ｈｙｄｒｏｘｙｓｕｃｃｉｍｉｄｅ）（ＮＨＳ）であり、架橋ポリマーの溶液中のＥＤＣおよび硫酸化されたＮＨＳの最終濃度は両方とも１２ｍｇ／ｍＬであった。生体適合性接着剤を目的の表面に付与する１分前に、架橋ポリマーおよびカップリング剤の溶液（約２５０μＬ）をバルクマトリックス（１５×７０ｍｍ２）の表面に付与した。機械的試験の前に、特に明記しない限り一般的に３０分間、弱い圧縮を加えた。
【０１１０】
（実施例２）生体適合性接着剤
ヒドロゲルと比較して優れた本発明の生体適合性接着剤システムの接着性を、図１に示す。キトサンは、代表的な高密度一級アミンポリマーである。キトサンの接着特性を、本発明で使用される代表的なカップリング剤の組入れの有る無しで比較する。ＥＤＣ／ＮＨＳによるキトサンの処理は、キトサン単独またはＥＤＣ／ＮＨＳ単独と比較してより強力な接着をもたらす（図１、上）。ＥＤＣおよびスルホ−ＮＨＳの両方を１２ｍｇ／ｍＬまで２重量％キトサン水溶液に溶解し、次に、混合液の０．２ｍＬを２５ｍｍ×７５ｍｍの組織表面（ブタの皮膚など）に付与した。
【０１１１】
図１に示すように、カップリング試薬ＥＤＣ／スルホ−ＮＨＳだけの使用は、非常に低い接着エネルギーにつながった；高密度一級アミンポリマー（すなわち、キトサン）なしでは、ヒドロゲルマトリックスは、負荷電した組織表面によって静電気的に反発される可能性がある。Ｃ．  Ｋ．  Ｒｏｙら、Ａｄｖ．  Ｍａｔｅｒ．  ２７巻、７３４４〜７３４８頁（２０１５年）。カップリング試薬のない架橋ポリマーも、低い接着エネルギーにつながった。この状況における純静電引力は、２つの表面を架橋する共有結合ほど強力でない。対照的に、架橋ポリマーおよびカップリング試薬からなる強靭な接着剤は、極めて高い接着エネルギーにつながった。これらの結果は、強力な接着のための静電引力および共有結合の両方の重要性を強調した（図２３）。この知見は、ヒドロゲル表面に架橋ポリマーを選択的にパターン化することによって、接着性および非接着性の領域を有する接着剤を設計することが実行可能であることも示した。この結果は、ヒドロゲル表面に高密度一級アミンポリマーを選択的にパターン化することによって、ヒドロゲルの表面を接着性および非接着性の領域で選択的に修飾することができることも示す。ヒドロゲル表面の接着性部分の選択的パターン化は、ある特定の状況における組織の間の望ましくない接着を防止するために使用することができる。界面強靭性によって測定される接着は５分以内に形成し、時間と共により強力になる（図１、下）。生体適合性接着剤は、ブタの皮膚に対して接着エネルギーの急速な経時的増加を示し、１分以内に３００Ｊｍ−２の値である；それは、３０分以内に１０００Ｊｍ−２までさらに増加した。この急速であるが即時でない接着は、容易な方法で材料を付与することを可能にするので、これらの組織接着剤の臨床への移転および採択を助ける可能性がある。対照的に、シアノアクリレートは組織と接触すると凝固し、それは取扱いおよび再配置を困難にする。
【０１１２】
（実施例３）高密度一級アミンポリマーの界面強靭性
５つの代表的な高密度アミンポリマーの界面強靭性を、図２Ｅで比較する。ブタの皮膚を、モデル組織として使用した。高密度アミン基を有する５つのポリマーを、２重量％まで水に溶解した。各溶液をＥＤＣおよびスルホ−ＮＨＳと混合し、それらはそれぞれ１２ｍｇ／ｍＬの最終濃度であった。これらの混合液は、アルギネート−ポリアクリルアミドヒドロゲルを１５分の間活性化し、その後、界面強靭性を測定するために標準の剥離試験を実行するために使用した。
【０１１３】
（実施例４）生体適合性接着剤の接着強度
第１のポリマーネットワークおよび第２のポリマーネットワークの相互貫入ネットワーク（ＩＰＮ）をベースにしたヒドロゲルは、単独の第１のポリマーネットワークまたは第２のポリマーネットワークのいずれと比較しても優れた接着を提供する。試験した３つのヒドロゲルの概略図を、図３に示す。共有結合性架橋だけを含む第１のポリマーネットワークを、図３の左上に表す。イオン性架橋だけを含む第２のポリマーネットワークを、図３の中央上に表す。第１と第２のポリマーネットワークを含むＩＰＮネットワークを、図３の右上に表す。
【０１１４】
単一ネットワークポリアクリルアミド（ＰＡＡＭ）ヒドロゲルおよびアルギネートヒドロゲル、または両方のポリマーネットワークで構成されるヒドロゲルのいずれかで形成される接着剤を比較した。ＰＡＡＭヒドロゲルは、アクリルアミドおよびＮ，Ｎ’−メチレンビスアクリルアミドのフリーラジカル共重合によって調製した。アルギネートヒドロゲルは、アルギン酸ナトリウム水溶液および硫酸カルシウムスラリーを混合することによって調製した。２つの反応の組合せは、ＩＰＮヒドロゲルにつながった。測定において、ヒドロゲルの表面は、キトサンが２重量％であり、ＥＤＣおよびスルホ−ＮＨＳが１２ｍｇ／ｍＬであった活性化薬剤で処理し；次に、活性化ヒドロゲルをブタの皮膚に付着させ、その後、力−伸長曲線を測定するための標準剥離試験が続いた。界面強靭性の値は、定常状態における力対試料幅の比の２倍であった。
【０１１５】
図３の下に示すように、単一ネットワークヒドロゲルから製作された接着剤は界面を強靭にすることができる有効なエネルギー消散機構が欠如しているので、低い接着エネルギーを示した。アルギネートおよびポリアクリルアミド（ＰＡＡＭ）をベースにしたＩＰＮヒドロゲルの界面強靭性は、ＰＡＡＭ単独を、またはアルギネートだけをベースにしたヒドロゲルより大きかった。これらの結果は、静電および共有結合性接着、ならびにバルクヒドロゲルのバックグラウンドヒステリシスを組み合わせることが、高い接着エネルギーに寄与するという仮説を支持する。
【０１１６】
（実施例５）アルギネートの分子量の影響
第１および第２のネットワークポリマーの分子量は、接着剤システムの界面強靭性をモジュレートするように調整することができる。強靭なヒドロゲルのモデルとして、アルギネート−ポリアクリルアミドＩＰＮヒドロゲルが選択された。第２のネットワークを形成するために使用したアルギネートの分子量を除いて、３つのヒドロゲルは同じ組成を含む。アルギネートは高分子量および低分子量の鎖を混合することによって調整し、アルギネートの全体の濃度は２重量％前後に固定した。高分子量のアルギネート（約２００ｋＤａ）はＬＦ２０４０と表し、低分子量のアルギネート（約２０ｋＤａ）は５ＭＲａｄと表した。測定において、ヒドロゲルの表面は、キトサンが２重量％であり、ＥＤＣおよびスルホ−ＮＨＳが１２ｍｇ／ｍＬであった活性化薬剤で再び処理し；次に、活性化ヒドロゲルをブタの皮膚に付着させ、その後界面強靭性を判定するための標準剥離試験が続いた。最適な値は、５０％の低分子量アルギネート（約２０ｋＤａ）および５０％の高分子量アルギネート（約２００ｋＤａ）に存在する（図４）。
【０１１７】
（実施例６）接着剤剥離試験
接着エネルギー測定。強靭な接着剤の接着特性は、接着エネルギー、すなわち、界面クラックの単位面積を増加させるために必要とされたエネルギー量として数量化した。接着エネルギーは、接着剥離試験、または基質が低いバルク強靭性を有するときの二層接着試験のいずれかで判定した。
【０１１８】
接着剥離試験。接着エネルギーは、１８０度剥離試験で測定した。強靭な接着剤のリボン（１５×１．５×８０ｍｍ３）は一端が開放されて基質に接着し、端のクラックを有する二層を形成した。クラック先端への変形を制限するために、強靭な接着剤の後ろはＫｒａｚｙ糊によって強固なポリエチレンテレフタレートフィルムにも接着しており、したがって、機械で実行される全ての作業はクラック先端で消散したエネルギーに等しくなる。強靭な接着剤および基質の自由な末端をプラスチックシートに取り付け、それに機械のグリップを取り付けた。一方向性引張試験を実施するためにインストロン試験機を使用し、その間、力および伸長を記録した。負荷速度は、１００ｍｍ／分の一定に保った。接着エネルギーは、力および幅の比のプラトー値の２倍であった。Ｒ．  Ｓ．  Ｒｉｖｌｉｎ、Ａ．  Ｇ．  Ｔｈｏｍａｓ、Ｊ．  Ｐｏｌｙｍ．  Ｓｃｉ．  １０巻、２９１〜３１８頁（１９５３年）
【０１１９】
二層接着試験。低いバルク強靭性のヒドロゲルを試験したとき、接着エネルギーを測定するために二層接着試験を使用した。試験したヒドロゲルには、アルギネート−ポリアクリルアミド、ポリアクリルアミドおよびポリメタクリル酸ヒドロキシエチルヒドロゲルが含まれる。４５ｍｍ×２０ｍｍ×１．５ｍｍのヒドロゲルの上に４５ｍｍ×２０ｍｍ×１．５ｍｍの強靭な接着剤を圧縮することによって、二層検体を調製した。厚さ１２０μｍの強固なポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）薄膜（Ｔｒａｎｓｐａｒｅｎｃｙ  Ｃｏｐｙ  Ｆｉｌｍ、ＰＰ２５００、３Ｍ）を、Ｋｒａｚｙ糊によって試験ヒドロゲルに裏張り層として接着した。検体は、０．５ｍｍ／秒の一定の負荷速度で、インストロン試験機で延伸させ、その間、力−延伸曲線を記録した。接着エネルギーは、Ｇ＝Ｐ（λ−１）−Ｕｓ（λ）によって計算することができ、ここで、Ｐおよびλは、単位幅当たりの限界力（未変形状態における試料の幅で割った現在の状態における力）および脱離が起こるときの臨界延伸である（Ｊ．  Ｔａｎｇ、Ｊ．  Ｌｉ、Ｊ．  Ｊ．  Ｖｌａｓｓａｋ、Ｚ．  Ｓｕｏ、Ｓｏｆｔ  Ｍａｔｔｅｒ  １２巻、１０９３〜１０９９頁（２０１６年））。Ｕｓは、脱離が起こるときの未変形状態における基質の面積で割った基質中に保存されている歪みエネルギーであり、これは、１からλへの延伸による、記録された力−延伸曲線の下の面積である。
【０１２０】
本発明のシステムの接着特性を評価するために、システムおよびブタの皮膚の二層で剥離試験を実行した。接着特性を数量化するために界面強靭性を採択し、それは、標準の剥離試験（上記）で測定した。界面強靭性は、界面でのクラックの単位面積を拡張するのに必要とされるエネルギーと規定され、界面がどれくらい強力に脱離に抵抗するかを反映する。市販の接着剤および糊の接着性能を評価するために、剥離試験が広く使われている。試験の概略図を、図５Ｄに示す。特に、検体は、一般的に、ブタの皮膚およびプラスチックフィルムではさまれた接着性ヒドロゲルの断片であった。ヒドロゲルの接着性の面を組織に付着させ、特に、ヒドロゲル、高密度アミンポリマーおよびカップリング剤を含むシステムをブタの皮膚に付与した。界面での消散するエネルギー濃度を制限するために、プラスチックフィルムを強固な裏張りとして使用した。ブタの皮膚からシステムを剥離するのに必要とされた力およびヒドロゲルの伸長を、イントロン機で次に測定した。測定した力−伸長曲線から、定常状態での力対試料幅の比の２倍は、界面強靭性の値を与える。
【０１２１】
（実施例７）血液曝露の影響
組織接着の形成は、液体（例えば、血液）への曝露および組織の動的運動のために、ｉｎ  ｖｉｖｏ条件下でしばしば複雑である。Ｎ．  Ｌａｎｇら、Ｓｃ．  Ｔｒａｎｓｌ．  Ｍｅｄ．  ６巻、２１８ｒａ２１６、１〜１０頁（２０１４年）を参照。血液曝露による接着性能を評価するために、ブタ皮膚の表面を血液の有る無しで最初に覆い（図５Ａ〜５Ｃ）、その後、本発明の生体適合性接着剤および市販の接着剤（シアノアクリレート）の実施が続いた。ＩＰＮヒドロゲル（２５ｍｍ×７５ｍｍ）の表面に、活性化薬剤（キトサンおよびＥＤＣ／スルホ−ＮＨＳ）またはシアノアクリレートのいずれかの０．２ｍＬの量を投入した。これらの測定では、ヒドロゲルはアルギネート−ポリアクリルアミドヒドロゲルであって、高密度一級アミンポリマーはキトサンであって、カップリング剤はＥＤＣおよびスルホ−ＮＨＳである。
【０１２２】
接着の後、および機械的伸張の後、皮膚と生体適合性接着剤の間の界面は原線維構造を示し、接着の断裂なしで大きな変形がなお可能であったことを示した。血液の存在下または不在下において測定された、本発明の生体適合性接着剤および市販の接着剤（シアノアクリレート）の界面強靭性のプロットを、図６〜９に示す。図９に実証されるように、接着剤−皮膚界面は、約１２００Ｊｍ−２の極めて大きな接着エネルギーを示し、血液に非感受性であり、生体適合性接着剤が血液曝露の下でも強固な接着が可能なことを示した。対照的に、広く使われているシアノアクリレートにより提供される接着は、約３００Ｊｍ−２の大いにより低い接着エネルギーにつながり、血液への曝露によってかなり劣化した。接着エネルギーは、３００Ｊｍ−２から５０Ｊｍ−２に減少した（図９）。
【０１２３】
つまり、本発明の生体適合性接着剤は、血液曝露の中でも皮膚および心臓などの組織の表面に強く接着し、有意な機械的負荷および歪みに耐える。
【０１２４】
（実施例８）生体適合性
本発明における接着性ヒドロゲルの生体適合性を評価するために、成体および新生児組織（Ｌｏｎｚａ）からの正常なヒト皮膚線維芽細胞（ＨＤＦ）でｉｎ  ｖｉｔｒｏ細胞生存率試験を実行した。活性化薬剤（キトサンおよびＥＤＣ／スルホ−ＮＨＳ）の有る無しのＩＰＮヒドロゲルを、比較のためのシアノアクリレートと一緒に細胞培養培地ＤＭＥＭに浸漬した。２４時間後に、培地を収集し、細胞培養で馴化培地として使用した。１００μＬの馴化培地を各ウェルに加え、そこに、ＨＤＦを１ウェル当たり１２ｋで播種した。２４時間の培養の後、製造業者の説明書によりＬｉｖｅ／Ｄｅａｄ  Ｖｉａｂｉｌｉｔｙ／Ｃｙｔｏｔｏｘｉｃｉｔｙキット（Ｌｉｆｅ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ）で生／死染色を実行した（図１０）。元のＩＰＮおよび接着性のＩＰＮヒドロゲルは、非常に高い細胞生存率（＞９５％、生細胞は緑色の細長い形、図１０、左および中央）および優れた増殖につながった。しかし、シアノアクリレートは、細胞生存率および増殖の有意な低減を引き起こした（図１０、右、死細胞は赤色点状）。
【０１２５】
（実施例９）心臓の欠損の修復
本発明は、心臓の欠損を修復するシーラントとして使用することができる。本発明の生体適合性のシステムは非常に追従的であり、心臓などの器官の曲面に従う。本発明で使用されるヒドロゲルの延伸性および強力な接着は、大きな静的および動的変形の下でさえ完全な密封を保証する。
【０１２６】
心臓の欠損の形成および閉鎖の概略図を、図１１に表す。心臓に形成された穴を通して液体が流れる（図１２、上）。心臓に圧が加えられるときでさえ、生体適合性のシステムの付与は穴を通る液体の流れをブロックし、大きな歪みの下での穴の密封を示している（約１００％）（図１２、中央）。高頻度の動的変形の下でさえ、穴は密封されたままである（図１２、下）。さらに、本発明の生体適合性のシステムは透明であり、ヒドロゲルの除去を必要とすることなく表面の連続的モニタリングを可能にする（図１２、上、中央および下）。
【０１２７】
ブタ心筋の心室壁に直径７ｍｍの円形欠損を形成し、次に、本発明の生体適合性接着剤（ＰＡＡＭ／アルギネート／キトサン／ＥＤＣ）をパッチとして心筋に接着することによってこれを密封した（図１２、中央および下に示す）。生体適合性接着剤は追従的であって、心筋の幾何構造に厳密に従った。密封の質を判定するために、ＰＢＳを心臓に流した。心臓を膨張させた間、ヒドロゲルは心臓の変形とともに拡張し、１００％までの歪みの下で漏出は観察されなかった（図１２、中央）。複数の膨張−収縮サイクルの間に実証されたように、生体適合性接着剤パッチは心臓の高頻度運動にも順応した（図１２、下）。作動中の心臓の一般的な生理的歪みは、１０〜３０％前後であり（その教示が参照により本明細書に組み込まれる、Ａｌｅｔｒａｓ，  Ａ．  Ｈ．、Ｂａｌａｂａｎ，  Ｒ．  Ｓ．およびＷｅｎ，  Ｈ．、Ｈｉｇｈ−ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ  ｓｔｒａｉｎ  ａｎａｌｙｓｉｓ  ｏｆ  ｔｈｅ  ｈｕｍａｎ  ｈｅａｒｔ  ｗｉｔｈ  ｆａｓｔ−ＤＥＮＳＥ、Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  １４０巻、４１〜５７頁（１９９９年）を参照）、生体適合性接着剤はこの範囲よりかなり上でも接着性のままだった。
【０１２８】
組織接着剤としての生体適合性接着剤の潜在能力をさらに評価するために、ブタ心臓へのその接着をｉｎ  ｖｉｖｏで試験した。採血された新鮮なブタの血液を心臓の表面の付与部位に散布し、続いて生体適合性接着剤を付与した。引張る間の力を記録して剥離試験を実行し、結果は、強力な接着が心臓の動的な曲がった表面に形成されることを実証し、ここでピーク強度は８３．５ｋＰａであって、それは、全ての現在の市販されている組織接着剤（一般的に、約１０ｋＰａ）を超える。（市販の接着剤については、その教示が参照により本明細書に組み込まれる、Ｌａｎｇ，  Ｎ．ら、Ａ  ｂｌｏｏｄ−ｒｅｓｉｓｔａｎｔ  ｓｕｒｇｉｃａｌ  ｇｌｕｅ  ｆｏｒ  ｍｉｎｉｍａｌｌｙ  ｉｎｖａｓｉｖｅ  ｒｅｐａｉｒ  ｏｆ  ｖｅｓｓｅｌｓ  ａｎｄ  ｈｅａｒｔ  ｄｅｆｅｃｔｓ、Ｓｃｉｅｎｃｅ  ｔｒａｎｓｌａｔｉｏｎａｌ  ｍｅｄｉｃｉｎｅ  ６巻、２１８ｒａ２１６−２１８ｒａ２１６（２０１４年）を参照）。
【０１２９】
方法。体重が６０〜７５ｋｇの雌のヨークシャーブタを使用した。全ての動物は、米国国立衛生研究所によって推奨される１９９６  Ｇｕｉｄｅ  ｆｏｒ  ｔｈｅ  Ｃａｒｅ  ａｎｄ  Ｕｓｅ  ｏｆ  Ｌａｂｏｒａｔｏｒｙ  Ａｎｉｍａｌｓによって、人道的扱いを受けた。実験プロトコルは、Ｂｏｓｔｏｎ  Ｃｈｉｌｄｒｅｎ’ｓ  Ｈｏｓｐｉｔａｌ  Ｉｎｓｔｉｔｕｔｉｏｎａｌ  Ａｎｉｍａｌ  Ｃａｒｅ  ａｎｄ  Ｕｓｅ  Ｃｏｍｍｉｔｔｅｅによって承認された。ブタはチレタミン／ゾラゼパム（７ｍｇ／ｋｇ）およびキシラジン（４ｍｇ／ｋｇ）の筋肉内注射によって麻酔をかけ、カフス付きの気管内チューブを挿管し、量調節ベンチレータ（Ｈａｌｌｏｗｅｌｌ  ＥＭＣモデル２０００、Ｈａｌｌｏｗｅｌｌ  ＥＭＣ、Ｐｉｔｔｓｆｉｅｌｄ、ＭＡ）によって１分当たり１０〜２０呼吸の速度で通気した。麻酔は、イソフルラン（１〜２％）で維持した。鎮痛のために、フェンタニルおよびブプレノルフィンを使用した。１時間当たり１５０〜３００ｍｌの維持ＩＶ注入を、投与した。胸部腔には正中胸骨切開を通してアクセスし、心臓の表面を曝露させるために心膜を切開した。生体適合性接着剤を拍動している心臓の表面に付与し、アプリケーターを使用して所定の位置に３分まで保持した。この付与は、心臓の機能に影響しなかった。実験の一部では、血液の存在の影響を評価するために、生体適合性接着剤を付与する前に心臓の表面に血液を加えた。
【０１３０】
したがって、強力な接着、大きな延伸性、透明性および生体適合性の組合せは、心臓欠損の創傷閉鎖、治癒および修復などの多くの生医学的付与に関して、本発明の生体適合性のシステムを現在の生物学的接着剤より優れたものにする。
【０１３１】
（実施例１０）医療テープ／包帯
本発明の生体適合性のシステムは、封入アクチュエータデバイス（図１３、上）に接着させ、それらを心臓の表面に付着させて（図１３、中央および下）、創傷を閉鎖および治癒し、本発明の生体適合性のシステムで吻合において使用される縫合を置き換えるために、医療テープとして使用することができる。
【０１３２】
（実施例１１）注射可能な生体適合性接着剤
注射可能な接着性ヒドロゲルを作製するために、ＰＥＧおよびクリック化学を使用して、ＩＰＮヒドロゲルの第１の架橋ネットワークとしてポリアクリルアミドを置き換えた。注射可能な接着剤は、アルギネートの存在下において、ノルボルネンで修飾したＰＥＧおよびテトラジンで修飾したＰＥＧで調製した。ＰＥＧ−ノルボルネンは、各末端にノルボルネン基を有する４本の腕を有する。ＰＥＧ−テトラジンは、二官能性であり、末端にテトラジンを有する。ＰＥＧ−アルギネートＩＰＮは、ＣａＳＯ４の追加によって形成された（図１４）。あるいは、生体適合性のシステムは、紫外線の曝露により調製することができる。チオール末端基を有する二官能性ＰＥＧを、ＰＥＧ−テトラジンの代わりに使用した。ＰＥＧ−アルギネートＩＰＮは、アルギネートの存在下でＰＥＧ−ノルボルネンおよびＰＥＧ−チオールで調製した（図１５および１６）。
【０１３３】
（実施例１２）接着界面の共焦画像化
生体適合性接着剤システムは、高密度一級アミンポリマーとしてＦＩＴＣ−キトサンを、およびヒドロゲルとしてＰＡＡＭ−アルギネートＩＰＮを使用して調製し、ブタの皮膚、ブタの筋肉またはヒドロゲルに接着した。接着は暗所で実行し、１時間発色させた。試料は室温の２０％スクロース／ＰＢＳ中で凍結保護し、ＯＣＴに包埋してからドライアイスの上で凍結させた。クリオスタット（Ｌｅｉｃａ  ＣＭ１９５０）を使用して横断凍結切片（５０μｍ）を切り、共焦蛍光顕微鏡検査法（Ｚｅｉｓｓ  ＬＳＭ７１０）によって画像化した。ＦＩＴＣの励起波長は４９０ｎｍに設定し、明視野像も収集した。
【０１３４】
生体適合性接着剤は化学的に不活性の表面への接着さえも潜在的に提供することができるので、それへの接着が所望される表面との高密度一級アミンポリマーの物理的相互貫入を研究した。組織と異なって、ある特定のヒドロゲル（例えば、ポリアクリルアミドまたはポリメタクリル酸ヒドロキシエチル）は、界面で化学結合を形成するためにここで利用される官能基（例えば、アミンまたはカルボン酸）を欠くが、興味深いことに、それらはなおＴＡによく接着する（図２４）。代表的な組織である皮膚、および化学的に不活性のヒドロゲルであるポリアクリルアミドへの生体適合性接着剤の接着を研究した。両方への生体適合性接着剤の強力な接着が見出され、図１７の上に示す。高密度一級アミンポリマーは様々な基質に相互に貫入することが見出されたが、所与の時間における相互貫入の距離は基質透過性に依存した；ヒドロゲルは皮膚より透過性であるので、所与の時間でのヒドロゲルにおける物理的相互貫入の深度は皮膚において見出されるより大きかった（図１８）。
【０１３５】
生体適合性接着剤は各種の生物組織およびヒドロゲルに付与可能であり、それが接着する基質の強靭性は接着エネルギーの上限を示す。実際は、アルギネート−ポリアクリルアミドヒドロゲルが基質として使用されたとき（Ｓｕｎ，  Ｊ．  Ｙ．ら、Ｈｉｇｈｌｙ  ｓｔｒｅｔｃｈａｂｌｅ  ａｎｄ  ｔｏｕｇｈ  ｈｙｄｒｏｇｅｌｓ、Ｎａｔｕｒｅ  ４８９巻、１３３〜１３６頁、ｄｏｉ：Ｄｏｉ  １０．１０３８／Ｎａｔｕｒｅ１１４０９（２０１２年）、およびＬｉ，  Ｊ．、Ｉｌｌｅｐｅｒｕｍａ，  Ｗ．  Ｒ．、Ｓｕｏ，  Ｚ．およびＶｌａｓｓａｋ，  Ｊ．  Ｊ．、Ｈｙｂｒｉｄ  Ｈｙｄｒｏｇｅｌｓ  ｗｉｔｈ  Ｅｘｔｒｅｍｅｌｙ  Ｈｉｇｈ  Ｓｔｉｆｆｎｅｓｓ  ａｎｄ  Ｔｏｕｇｈｎｅｓｓ、ＡＣＳ  Ｍａｃｒｏ  Ｌｅｔｔｅｒｓ  ３巻、５２０〜５２３頁（２０１４年）を参照、両方の全教示は参照により本明細書に組み込まれる）、接着剤は、およそ１０００Ｊｍ−２の極めて高い接着エネルギーを達成した。この状況で、生体適合性接着剤の性能は、骨または筋肉への軟骨の接着と類似していた。あるいは、基質強靭性が生体適合性接着剤それ自体のものより大きくない場合は（例えば、ＰＨＥＭＡへの接着）、接着強度は基質のバルク強靭性と類似していた（図１７、下）。
【０１３６】
本発明の生体適合性接着剤を他の既存の接着剤と比較すると、シアノアクリレートは高いバルク強靭性を提供するが、接着エネルギーは制限される（Ｓｔｅｆａｎｏｖ，  Ｔ．、Ｒｙａｎ，  Ｂ．、Ｉｖａｎｋｏｖｉｃ，  Ａ．およびＭｕｒｐｈｙ，  Ｎ．、Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ  ｂｕｌｋ  ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ  ａｎｄ  ｆｒａｃｔｕｒｅ  ｔｏｕｇｈｎｅｓｓ  ｏｆ  ｃｏｍｐｏｓｉｔｅ−ｔｏ−ｃｏｍｐｏｓｉｔｅ  ｊｏｉｎｔｓ  ｏｆ  ａｎ  ｅｌａｓｔｏｍｅｒ−ｔｏｕｇｈｅｎｅｄ  ｅｔｈｙｌ  ｃｙａｎｏａｃｒｙｌａｔｅ  ａｄｈｅｓｉｖｅ、Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ａｄｈｅｓｉｏｎ  ａｎｄ  Ａｄｈｅｓｉｖｅｓ  ６８巻、１４２〜１５５頁（２０１６年）を参照、その全教示は参照により本明細書に組み込まれる）；ポリエチレングリコールヒドロゲルに基づくナノ粒子およびイガイによって啓発された接着剤は、比較的もろく、組織への接着エネルギーは低い（図１７、下）。Ｒｏｓｅ，  Ｓ．ら、Ｎａｎｏｐａｒｔｉｃｌｅ  ｓｏｌｕｔｉｏｎｓ  ａｓ  ａｄｈｅｓｉｖｅｓ  ｆｏｒ  ｇｅｌｓ  ａｎｄ  ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ  ｔｉｓｓｕｅｓ．  Ｎａｔｕｒｅ（２０１３年）；Ｂａｒｒｅｔｔ，  Ｄ．  Ｇ．、Ｂｕｓｈｎｅｌｌ，  Ｇ．  Ｇ．およびＭｅｓｓｅｒｓｍｉｔｈ，  Ｐ．  Ｂ．、Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌｌｙ  ｒｏｂｕｓｔ，  ｎｅｇａｔｉｖｅ−ｓｗｅｌｌｉｎｇ，  ｍｕｓｓｅｌ−ｉｎｓｐｉｒｅｄ  ｔｉｓｓｕｅ  ａｄｈｅｓｉｖｅｓ、Ａｄｖａｎｃｅｄ  ｈｅａｌｔｈｃａｒｅ  ｍａｔｅｒｉａｌｓ  ２巻、７４５〜７５５頁（２０１３年）；ならびにＹｕｋ，  Ｈ．、Ｚｈａｎｇ，  Ｔ．、Ｌｉｎ，  Ｓ．、Ｐａｒａｄａ，  Ｇ．  Ａ．およびＺｈａｏ，  Ｘ．、Ｔｏｕｇｈ  ｂｏｎｄｉｎｇ  ｏｆ  ｈｙｄｒｏｇｅｌｓ  ｔｏ  ｄｉｖｅｒｓｅ  ｎｏｎ−ｐｏｒｏｕｓ  ｓｕｒｆａｃｅｓ、Ｎａｔｕｒｅ  ｍａｔｅｒｉａｌｓ  １５巻、１９０〜１９６頁（２０１６年）を参照、全ての全教示は参照により本明細書に組み込まれる。本発明の生体適合性接着剤は特別な接着特性を実証し、それが接着することができる広範囲の濡れた表面が存在する。
【０１３７】
（実施例１３）肝臓組織および皮膚への接着
組織接着剤としての生体適合性接着剤の潜在能力をさらに試験するために、それを肝臓の組織および皮膚に接着した。肝臓のスライスを２つの生体適合性接着剤に接着し、それをその後引張試験に付した。生体適合性接着剤は高度に延伸可能のままで、肝臓組織から脱離することなくその初期の長さの１４倍にも耐えた（図１９）。さらに、生体適合性接着剤はマウスのインタクトな表皮に強力に接着し、生きている動物の上のこの組織の動的運動に容易に順応した。
【０１３８】
方法。全ての作業はＣ５７ＢＬ／６Ｊマウスで実行し（雌、６〜８週齢；Ｊａｃｋｓｏｎ  Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ）、Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅ  ｆｏｒ  Ａｎｉｍａｌ  Ｃａｒｅ  ａｎｄ  Ｕｓｅ  Ｃｏｍｍｉｔｔｅｅ、Ｈａｒｖａｒｄ  Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ、および米国国立衛生研究所および施設のガイドラインに従って実行した。マウスに麻酔をかけ、背中の一部を剃り、そこに、直径６ｍｍの２片の強靭な接着剤をカスタム設計のアプリケーターによって２分の間付与した。麻酔は、イソフルラン（１〜２％）で維持した。麻酔から回復の後、マウスをそれらのケージに戻した。マウスの運動の下での接着を評価するために、ビデオを記録した。
【０１３９】
（実施例１４）ｉｎ  ｖｉｖｏ生体適合性試験
生きているラット心筋に２週間接着することによって、生体適合性接着剤のｉｎ  ｖｉｖｏ生体適合性を試験した。生体適合性接着剤は、標準のシアノアクリレート接着剤より劇的に低い炎症につながった（図２０）。これらの所見は、生体適合性接着剤が心臓のような組織の上へのアクチュエータなどの生医学的デバイスの固定化も可能にすることを示唆する。
【０１４０】
雌Ｓｐｒａｇｕｅ  Ｄａｗｌｅｙラット（２２５〜２７５ｇ）が関与したこの研究は、Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅ  ｆｏｒ  Ａｎｉｍａｌ  Ｃａｒｅ  ａｎｄ  Ｕｓｅ  Ｃｏｍｍｉｔｔｅｅ（Ｈａｒｖａｒｄ  Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ）に従って実行した。簡潔には、心外膜表面を曝露させ、前述の通りに心臓を操作した。（その教示が参照により本明細書に組み込まれる、Ｒｏｃｈｅ，  Ｅ．Ｔ．、Ｈａｓｔｉｎｇｓ，  Ｃ．Ｌ．、Ｌｅｗｉｎ，  Ｓ．Ａ．、Ｓｈｖａｒｔｓｍａｎ，  Ｄ．Ｅ．、Ｂｒｕｄｎｏ，  Ｙ．、Ｖａｓｉｌｙｅｖ，  Ｎ．Ｖ．、Ｏ’Ｂｒｉｅｎ，  Ｆ．Ｊ．、Ｗａｌｓｈ，  Ｃ．Ｊ．、Ｄｕｆｆｙ，  Ｇ．Ｐ．、Ｍｏｏｎｅｙ，  Ｄ．Ｊ．、Ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ  ｏｆ  ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌ  ｄｅｌｉｖｅｒｙ  ｖｅｈｉｃｌｅｓ  ｆｏｒ  ｉｍｐｒｏｖｉｎｇ  ａｃｕｔｅ  ｒｅｔｅｎｔｉｏｎ  ｏｆ  ｓｔｅｍ  ｃｅｌｌｓ  ｉｎ  ｔｈｅ  ｉｎｆａｒｃｔｅｄ  ｈｅａｒｔ、Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ  ３５巻、６８５０〜８頁（２０１４年）を参照）。接着剤の硬化を可能にするために、カスタムメードのアプリケーターを使用して、生体適合性接着剤またはシアノアクリレートとアルギネート−ポリアクリルアミドヒドロゲルを心外膜表面に対して圧迫した。動物の切り口は縫合により閉鎖し、麻酔から回復の後に動物をそれらのケージに戻した。２週後に、心臓を外植し、４％パラホルムアルデヒド（ＰＦＡ）に固定し、組織像およびヘマトキシリン−エオジン（Ｈ＆Ｅ）染色のために処理した。組織学的切片はＮｉｋｏｎ  Ｅ８００直立顕微鏡で画像化し、そこから、炎症性領域の厚さを判定した。炎症の程度は、盲検化された組織病理学の専門家によってその後評価された。
【０１４１】
（実施例１５）架橋ポリマーの物理的相互貫入
ＴＡのバルクマトリックスへの高密度一級アミンポリマーの相互貫入は、ＦＩＴＣ標識キトサンおよび共焦点顕微鏡検査を使用して画像化した。ｐＨを６に調整したＭＥＳ緩衝液にＦＩＴＣ−キトサンを２重量％まで溶解し、次に、２０μＬの混合液をＥＤＣ／ＮＨＳの有る無しで直径６ｍｍのヒドロゲルディスクの表面に分配した。過剰なＦＩＴＣ−キトサン溶液を吸引する前に、インキュベーション時間を２から３０分まで変動させた。２０μＬ量の蛍光性マイクロスフェアを同じヒドロゲル表面に加え、その後ＤＩ水で３０秒間十分水洗した。蛍光性マイクロスフェアは、ＦＩＴＣ−キトサン上の一級アミンと結合することができるカルボン酸基をそれらの表面に有し、カルボジイミド化学を通してアミド結合を形成する。ゲル表面を画像化するために、ＦＩＴＣのためには４９０ｎｍに、蛍光性マイクロスフェアのためには５８８ｎｍに励起波長を設定して、共焦蛍光顕微鏡検査法（Ｚｅｉｓｓ  ＬＳＭ７１０）を使用した。
【０１４２】
図２１（Ａ）は、消散性マトリックスを含むアルギネート−ポリアクリルアミドヒドロゲルにＦＩＴＣ−キトサンを加え、ゲルに拡散させたことを示す。共焦蛍光顕微鏡検査法によって画像化された写真を、図２１（Ｂ）および（Ｃ）に示す。図２１（Ｄ）において実証されるように、高密度一級アミンポリマーは、インキュベーション時間にわたってヒドロゲルと相互に貫入して接着性表面を形成するので、高い可動性を示した。
【０１４３】
（実施例１６）ｉｎ  ｖｉｔｒｏ細胞適合性試験
１０％のＦＢＳを含有する１ｍＬのＤＭＥＭに、強靭な接着剤およびシアノアクリレートを３７℃で２４時間別々にインキュベートし、インキュベーション下の強靭な接着剤およびシアノアクリレートの質量は約２２ｍｇで固定した。強靭な接着剤は、２０ｍｇのアルギネート−ポリアクリルアミドヒドロゲルをキトサンおよびＥＤＣ／硫酸化ＮＨＳの２μＬの溶液によって表面修飾することによって調製し、ここで、キトサン濃度は２重量％であって、高密度一級アミンポリマー（すなわち、キトサン）の溶液中のＥＤＣおよび硫酸化ＮＨＳの最終濃度は、共に１２ｍｇ／ｍＬであった。強靭な接着剤の化合物の細胞適合性をさらに評価するために、培地中で２０ｍｇのアルギネート−ポリアクリルアミドヒドロゲルとキトサンおよびＥＤＣ／硫酸化ＮＨＳの２μＬの溶液をインキュベートすることによって馴化培地も調製した。ヒト皮膚線維芽細胞を９６ウェルプレートに平板培養した（ウェル当たり細胞数１．２×１０４、実験条件ごとにｎ＝５）。細胞を各馴化培地（ウェル当たり２００μＬ）で処理し、３７℃および５％ＣＯ２で２４時間インキュベートした。細胞生存率は、哺乳動物細胞のためのＬＩＶＥ／ＤＥＡＤ生存率／細胞毒性キット（ＴｈｅｒｍｏＦｉｓｈｅｒ  Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ）で判定した；生細胞を４９５ｎｍ／５１５ｎｍの励起／放射で、および死細胞を４９５ｎｍ／６３５ｎｍで別々に画像化するために、Ｏｌｙｍｐｕｓ  ＩＸ８１倒立顕微鏡を使用した。
【０１４４】
図２２において実証されるように、本ｉｎ  ｖｉｔｒｏ細胞研究では、ヒト皮膚線維芽細胞は、ＴＡ−馴化培地における２４時間の培養の後にも完全な生存率を維持することができた。
【０１４５】
（実施例１７）出血を止める止血ドレッシング
生体適合性接着剤は、無制御の出血状態の下で重い出血を止めるための止血ドレッシングとして使用することができる。止血ドレッシングとしての強靭な接着剤の使用を試験するために、齧歯動物の肝臓裂傷モデルを選択した。この実施例は、雌Ｓｐｒａｇｕｅ  Ｄａｗｌｅｙラット（およそ１７５ｇ）で実行した。動物は、イソフルランにより、房内で吸入（４％）、次に換気（２％）によって麻酔をかけた。腹側の正中開腹切開口を形成し、左の肝臓小葉を曝露させ、ここに６ｍｍの生検パンチで部分厚創傷を形成し、続いてはさみで裂傷を形成した。負傷直後に、強靭な接着剤またはＳＵＲＧＩＦＬＯ止血マトリックス（陽性対照として）を病変部位に付与した（ｎ＝４）。無処置の陰性対照も、比較のために含まれた（ｎ＝４）。処置の間、２、５および１０分時に濾紙で血液を注意深く収集し、各時点の血液の総量を計量した（図２５）。創傷形成の１５分後に腹部を閉じた。動物は、ケージに戻る前に麻酔から回復させた。２週時に、ＣＯ２吸入によって動物を安楽死させ、インプラントならびに周囲の組織を外植し、組織学的分析のためにさらに処理した。切片作製、パラフィン包埋およびヘマトキシリン−エオジン（Ｈ＆Ｅ）染色を、Ｈａｒｖａｒｄ  Ｍｅｄｉｃａｌ  ＳｃｈｏｏｌのＲｏｄｅｎｔ  Ｐａｔｈｏｌｏｇｙ  Ｃｏｒｅで実行し、ここでは、委員会認定の病理学者が組織学的切片を調べた。
【０１４６】
（実施例１８）創傷管理のための包帯
全ての作業はＣ５７ＢＬ／６Ｊマウスで実行し（雌、６〜８週齢；Ｊａｃｋｓｏｎ  Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ）、Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅ  ｆｏｒ  Ａｎｉｍａｌ  Ｃａｒｅ  ａｎｄ  Ｕｓｅ  Ｃｏｍｍｉｔｔｅｅ、Ｈａｒｖａｒｄ  Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ、および米国国立衛生研究所および施設のガイドラインに従って実行した。マウスに麻酔をかけ、背中の領域を剃った。直径６ｍｍの２片の強靭な接着剤を、カスタム設計のアプリケーターによって２分の間付与した。麻酔は、イソフルラン（１〜２％）で維持した。創傷ドレッシングの使用のために、背中に４ｍｍの生検パンチで皮膚創傷を形成した。弱い圧迫により直径１０ｍｍの強靭な接着剤を、２分の間付与した。水分蒸散を遅くするために、縫合または創傷ステープルを使用してＴｅｇａｄｅｒｍフィルム（３Ｍ）を背中にさらに付着させ、固定した。麻酔から回復の後、マウスをそれらのケージに戻した。マウスの運動の下での接着を評価するために、ビデオを撮った。強靭な接着剤の付着を、１日目および７日目にモニタリングした（図２６）。ＰＮＩＰＡＭおよびアルギネートのＩＰＮに基づく感熱型生体適合性接着剤も、創傷管理のために試験した。感熱型接着剤は皮膚温度で縮むことができ、創傷端をさらに収縮させて創傷を能動的に閉じることができる。この能動的包帯の効力は、齧歯動物の皮膚においてｉｎ  ｖｉｔｒｏで実証された（図２７）。麻酔から回復の後、マウスをそれらのケージに戻した。マウスの運動の下での接着を評価するために、ビデオを記録した。
【０１４７】
（実施例１９）軟骨修復のための注射可能な接着剤
この研究は、ＵＶ硬化可能なＰＥＧ−ジアクリレートポリマーおよびアルギネートからなる生体適合性接着剤の注射可能な製剤に基づいた。ブタの関節軟骨から外植した軟骨板に円柱状欠損をパンチすることによって、組織モデルを作製した。軟骨欠損の内部表面を一級アミンポリマーおよびカップリング剤の混合物（すなわち、キトサンおよびＥＤＣプラススルホ−ＮＨＳ）で処置し、その後注射可能な接着剤の注射が続いた。接着剤を硬化させるために５分間の紫外線曝露を付与し、修復された軟骨を形成した。効力は圧縮試験によって評価し、それは、注射可能な接着剤で修復された軟骨板が２０％の歪みでおよそ８０％のストレスを回復したことを示した（図２８）。
【０１４８】
（実施例２０）肺シーラント
予め形成されたパッチの形の生体適合性接着剤は、肺欠損を修復するために使用することができる。肺表面への接着はブタの肺で実証され、ここで、接着剤の薄膜は強力に接着し、高い変形性を示した（図２９）。接着剤は肺の上の欠損を密封すること、および生理機能周期の下で肺の大きな変形に順応することができた。
【０１４９】
均等物
当業者は、単にルーチンの実験操作を使用して、本明細書に記載された発明の特定の実施形態の多くの均等物を認識し、または確認することができる。そのような均等物は、以下の請求項に包含されるものである。本出願全体で引用される全ての参考文献、特許および公開特許出願の内容は、参照により本明細書に組み込まれる。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
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【図２８】
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【図２９】
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【国際調査報告】
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